EP1570283A1 - Kontrastmittelverstärkte magnetresonanzbildgebung mit flussdephasierung zur darstellung pathologischer strukturen angrenzend an blutgefässe - Google Patents

Kontrastmittelverstärkte magnetresonanzbildgebung mit flussdephasierung zur darstellung pathologischer strukturen angrenzend an blutgefässe

Info

Publication number
EP1570283A1
EP1570283A1 EP03782298A EP03782298A EP1570283A1 EP 1570283 A1 EP1570283 A1 EP 1570283A1 EP 03782298 A EP03782298 A EP 03782298A EP 03782298 A EP03782298 A EP 03782298A EP 1570283 A1 EP1570283 A1 EP 1570283A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
gradient
dephasing
spatial direction
spins
medium
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP03782298A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Michael Bock
Christian Fink
Bernd Misselwitz
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Bayer Pharma AG
Original Assignee
Schering AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Schering AG filed Critical Schering AG
Publication of EP1570283A1 publication Critical patent/EP1570283A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5601—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution involving use of a contrast agent for contrast manipulation, e.g. a paramagnetic, super-paramagnetic, ferromagnetic or hyperpolarised contrast agent

Definitions

  • the invention relates to an imaging arrangement and a method for spatially resolved image display, in particular of human or animal bodies.
  • the arrangement and the method are particularly suitable for magnetic resonance (MR) tomography on the human and animal body.
  • MR magnetic resonance
  • lymphatic vessels in the mammalian and human bodies have been visualized using X-ray procedures with direct puncture of the lymphatic vessels and lymph nodes with simultaneous administration of X-ray contrast media (direct lymphography). These interventions are very painful for the patient and often lead to side effects.
  • Magnetic resonance imaging can also be used to display lymphatic tissue instead of X-ray diagnostics.
  • This technique like the X-ray technique, is generally well suited for imaging the lymphatic vessels and lymph nodes due to the multi-planar layer guidance and the high soft tissue contrast.
  • contrast media result in unfavorable contrast properties, namely a negative contrast (signal drop in the target organ) and susceptibility artifacts.
  • very small superparamagnetic iron oxide particles coated with dextran can be used.
  • the particles are stored in phagocytes in functional lymph node tissue, but not in metastatic tissue in which phagocytosis does not take place.
  • Maximum concentration of this contrast medium within the lymph nodes is only reached after about 24-48 h after the administration.
  • the target structures are dark, since these substances, as negative contrast agents, significantly reduce the spin-spin relaxation time T 2 and in particular T 2 * due to their susceptibility effect.
  • plaques The display of arteriosclerotic deposits in the vascular wall, so-called plaques, is also of particular interest. Since the mostly intravascular contrast media cause an increase in the signal inside the blood vessels, it is almost impossible to define a plaque in the vessel wall immediately after the administration of the contrast media. The arteriosclerotic deposits are very difficult to distinguish from the blood vessels immediately after administration to the blood system. It is therefore necessary, as for the imaging of lymph nodes, to allow a long waiting time to elapse between administration of the contrast agent and imaging using an imaging technique. Special contrast media can be used to display the plaques. In order to differentiate the plaques from the inside of the blood vessel, it can be used that the contrast medium remains in the plaques longer than in the
  • a measurable signal sequence also with a gradient pulse sequence (gradient echo method ) be achieved.
  • a gradient pulse is first switched, for example in the x direction.
  • a gradient pulse is then applied in the -x direction, ie with an inverted gradient sign.
  • the initially dephased spins refocus into a measurable signal that can be represented as a sum vector in a coordinate system rotating with ⁇ o.
  • the nuclear spins For the spatially resolved representation of the nuclear spins in a field of view to be examined (FOV: field-of-view) in a body, the nuclear spins must be assignable to individual spatial elements.
  • the effect is used that the Larmor frequency ⁇ (x, t) is dependent on the magnetic field strength B (x, t).
  • a slice scanning using a magnetic field gradient in the form of a gradient pulse during the 90 ° pulse in the z direction, only a thin layer (“slice”) is excited in which the magnetic field strength B 0 just corresponds to the Larmor frequency ⁇ 0.
  • a simple assignment of nuclei for example in the z direction, is achieved, which are located within the layer under resonance conditions.
  • gradient circuits are inserted in successive pulse sequences, which are successively increased or decreased in increments, the p ⁇ ase gradients with gradient slopes can be varied between two maximum values + G and -G.
  • a first gradient circuit is inserted in the x direction (“read”), which contains the required information about the spatial resolution of the nuclear spins in the x direction.
  • a second read gradient circuit with different polarity is then the first inserted, which after a dephasing of the spins in the xy plane due to the first reac / gradient circuit leads to a refocusing of the nuclear spins due to the switching of the second pulse, so that a response signal is generated, since the rea gradient circuit depending on the location in x- In the direction of different magnetic fields in the range Bo ⁇ ⁇ B during the refocusing, the signals originating from different locations can be separated on the basis of the different frequencies in the range ⁇ o ⁇ A ⁇ (frequency coding).
  • the FT analysis is used for the location display.
  • the measurement can be accelerated by exciting the nuclear spins with an RF pulse, which leads to a tilt of the net magnetization of less than 90 ° (flip angle a ⁇ 90 °).
  • a three-dimensional representation of a body to be examined can also be generated in a single pulse sequence without layering (3D-FT): For this, the aforementioned pulse sequences for the phase and the rea ouf gradient pulse applied.
  • the s // ce gradient pulse during the RF pulse is additionally followed by a downstream s // ce gradient pulse with inverted polarity, the second s // ce gradient pulse in successive pulse sequences in increments between two maximum values + G and -G is increased or decreased.
  • angiography angiography
  • signal carriers moving nuclear spins
  • Angiography succeeds in a few seconds.
  • the spin echo method is used to visualize blood vessels, which is made even more efficient by built-in dephasing gradients (Black Blood Angiography), or the rephase / dephase meihode, which is mainly used for positive imaging of the peripheral Arteries is used. Both techniques have not been used in combination with contrast agents. Rather, the intrinsic contrast of the moving blood to the blood vessel representation has an effect here. With the rephase / dephase method, this means that in the subtraction of the two data sets, vessels only appear bright if enough fresh blood flows into the measurement layer.
  • Angiography should offer the advantage over Bright Blood Angiography that malfunctions can be displayed very precisely.
  • a 2D spin echo method was used to represent lesions in Black Blood Angiography, since gradient echo sequences were not suitable for suppressing the moving nuclear spins, even though the examined layers were saturated. In order to achieve suppression, the echo time TE should have been extended. However, this would have led to a reduction in the dissolution of the structures on the blood vessels and to a reduced contrast between the blood vessel and muscle tissue.
  • the object of the present invention is therefore to find means with which, in particular, small pathological structures can be recognized and displayed without problems.
  • a high-contrast, overlay-free and clear representation of non-moving structures adjacent to blood vessels in the human or animal body should be possible.
  • metastases in the lymphatic tissue and in plaques should be easily and quickly recognizable and representable.
  • magnetic field gradient echo pulse sequences are switched in a certain spatial direction, this means that the sequences can be switched in any one or two or all three spatial directions.
  • the statement that the magnetization of flowing medium can be weakened in one spatial direction means that the magnetization can be weakened in any one or two spatial directions or in all three spatial directions.
  • a magnetic resonance (MR) contrast medium which is absorbed by the body to be examined, is used to display pathological structures with microscopic dimensions in the lymphatic system and in the blood vessels using magnetic resonance imaging.
  • a magnetic resonance imaging device is used to obtain data for a spatially resolved image display of the magnetic resonance behavior of the atomic nuclei in a selected viewing area in a body.
  • the device is designed and programmed such that the body transmits high-frequency and magnetic field gradient echo pulse sequences through the device can be exposed to generate a magnetization in the body.
  • lymph nodes of a specific region in the human or animal body or the entire body can be displayed with high spatial resolution, since on the one hand the moving signal carriers from the blood vessels are suppressed and on the other hand the target structures are displayed more intensely by contrast media, so that these stand out particularly well.
  • the signal intensity originating from the blood vessels is selectively suppressed according to the invention, so that, for example, the lymph nodes in the immediate vicinity of large blood vessels can also be shown and delimited against the vessel.
  • arteriosclerotic deposits so-called plaques, in the blood vessel walls.
  • MR contrast agents are used to display, in particular, lymphatic tissue and arteriosclerotic deposits in blood vessels, which may be advantageously tailored to the respective application.
  • the contrast media should preferably meet the following conditions:
  • coated iron oxide particles in the form of the USPIO are suitable for detecting metastases of the lymphatic system.
  • coated iron oxide particles take a longer time to accumulate in the lymph nodes.
  • these contrast media are not suitable for displaying the lymphatic vessels.
  • gadolinium complexes provided with polar residues, for example sugar residues, and fluorinated side chains, which are aggregated to micelles with a size of 4-6 nm.
  • polar residues for example sugar residues
  • fluorinated side chains which are aggregated to micelles with a size of 4-6 nm.
  • Such connections are described, for example, in WO 02/14309 A1.
  • the MR examination can be carried out within a few minutes to an hour after administration.
  • These special gadolinium compounds can also be used to display arteriosclerotic deposits (plaques).
  • Compounds of other paramagnetic metal ions can also be used, for example compounds of Mn (II), Dy (III) and Fe (III).
  • Gd (III), Mn (II) and Fe (III) compounds act as positive contrast agents, since these agents reduce the longitudinal relaxation time Ti, so that those parts in an MR image into which the contrast agent has been recorded are lightened.
  • Dy (III) compounds like iron oxide particles, act as negative contrast agents, since their susceptibility effect reduces T 2 and in particular T 2 *, so that the parts in an MR image into which these contrast agents have been recorded , appear darker. In this respect, the latter compounds are not as suitable as Mn (II) and Fe (III) compounds.
  • contrast media instead of the aforementioned contrast media, other types of contrast media can also be used, for example nitrogen oxides which, like the metal ions mentioned, are paramagnetic. Furthermore, gas-filled microbubbles are also proposed, which can be filled with nitrogen or perfluoropropane, for example. Such systems are described by way of example in US Pat. No. 6,315,981 A.
  • diamagnetic compounds can also be used as contrast agents which do not contain 1 H but other signal carriers, for example fluorocarbon compounds.
  • 1 H-MR tomography a 19 F-MR tomography is carried out in this case, since the 19 F atom core also has a nuclear spin of VT.
  • the gyromagnetic ratio for 19 F is significantly different from that for H, so that these atomic nuclei form an image contrast in the MR image.
  • These should be those connections that are included in the target structures. If these compounds have a long residence time in the blood, the target structures can be made selectively visible with the present invention without the blood vessels preventing the recognition of these structures.
  • the MR contrast medium can in particular be administered intravenously to the human or animal body.
  • the contrast medium can also be administered intraarterially, percutaneously, in particular subcutaneously, furthermore orally, intraperitoneally, intramuscularly or in some other way.
  • the effect is used according to the invention that the spins of the atomic nuclei contained in the observation area in the body to be examined dephase during the movement, while this does not apply to spins that are not moving.
  • This can be achieved by suitable switching of the magnetic field gradient pulses.
  • To determine the conditions under which the signals are attenuated use the following equation for the phase of the the respective nuclear spins, which is location and time dependent and which is a function of the location x within a gradient field, the time dependent gradient field strength G (t) and the time t after excitation of the atomic nuclei with a high frequency pulse:
  • the constant y is the gyromagnetic ratio and is 2 / 7-42.577 MHz / T in practical units for the protons mainly used in magnetic resonance imaging.
  • equation [1] can be reformulated as follows:
  • x 0 is the starting point of the atomic nucleus when moving during a gradient pulse sequence
  • v 0 is the constant velocity of the flowing one Medium.
  • y is the gyromagnetic ratio of the atomic nuclei
  • G (t ') is a time-dependent gradient field strength in this spatial direction
  • t is the time elapsed since the irradiation of a high-frequency pulse to excite the atomic nuclei.
  • the magnetization of the medium flowing in the at least one spatial direction in the body is weakened by dephasing the spins in that gradient moments of the i-th order Mj (t), in particular gradient moments of the first order M ⁇ (t), in this spatial direction can be maximized.
  • a predetermined gradient circuit will have a non-vanishing gradient torque of the first order Mi, so that the gradient circuit is not flow-compensated.
  • Gradient circuits of this type are usually used to accommodate non-moving signal carriers.
  • gradient moments are required that are not achieved by typical imaging gradients.
  • the nuclear spins can be dephased in a spatial direction by switching a gradient pulse with the time integral A by a certain amount.
  • a second gradient pulse with the time integral -A in the same spatial direction, non-moving signal carriers are completely rephased, but not moving signal carriers.
  • the selected pulse times for the gradient moments must be very short, since the relaxation times are very short due to the use of the contrast media.
  • very short gradient pulses are used, a correspondingly high gradient field strength must be switched in the short period of time that is available.
  • Gradient systems that consist of current-carrying coils are used to generate gradient pulses. These coils are driven by a current amplifier. These amplifiers can only provide finite power, so that the amount of the gradient field strength is limited in practice.
  • the gradient field strength in clinical magnetic resonance tomographs is limited, for example, to 30-40 mT / m:
  • equations [6a] and [6b] can, for example, be realized simply by using a flow dephasing gradient pulse sequence with long pulses.
  • the first order gradient moment Mi for a bipolar gradient pulse can be given by
  • the gradient pulses for flow dephasing should be kept as short as possible for contrast medium-assisted examinations according to the invention.
  • the gradient pulses additionally used for the flow dephasing should be as short as possible, since a shortening of the longitudinal relaxation time Ti caused by the contrast medium inevitably also leads to a shortening of the transverse relaxation time T 2 . If long gradient pulses were switched under these conditions, the echo times TE for signal readout would be extended, so that consequently an accelerated T 2 decay would result in a strong signal loss for both moving and stationary signal carriers.
  • the gradient pulse sequence comprises flow dephasing gradient pulses in the three spatial directions (orthogonal to one another in the Cartesian coordinate system).
  • the gradient echo pulse sequences in the respective spatial directions are formed by inserting the flow dephasing gradient pulses into imaging gradient echo pulse sequences.
  • flow dephasing gradient pulses can also be inserted in only one or only two spatial directions in imaging gradient echo pulse sequences. This can be advantageous, for example, if flowing medium is not to be weakened in the spatial directions in which the flow dephasing gradient pulses are not inserted. It may be of particular interest to suppress the aorta by switching flow dephasing gradient pulses in the z direction.
  • the time required to insert the additional flow dephasing gradient pulses should be short in order to minimize the echo times of the sequence. This is necessary because the signals of all structures enriching a contrast medium in a body have a shortened T 2 decay, which would lead to a massive signal loss with long echo times.
  • bipolar gradient pulses are between the actual ones in the frequency and phase coding direction before the signal readout and in the slice selection direction after the high-frequency excitation
  • the gradient echo pulse sequence can be programmed, for example, so that with increasing echo time TE> TEmin symmetrical plateau times t P ] a t ea u in accordance
  • the first order gradient moment Mi according to equation [7] and the speed v max above which massive suppression of the signals can be expected can thus be set indirectly via the echo time TE according to equation [4].
  • the entire imaging gradients of a given pulse sequence which are used between high-frequency excitation and signal reading, are recalculated so that the additional gradient contributions for maximizing the first-order gradient moment M ⁇ are a first-order gradient moment that is predetermined via a limit velocity v max Realize Mi and at the same time do not change the zero order gradient moment Mo of the original gradient train (see FIG. 1c). It is often necessary to extend the echo time TE of the gradient train. However, the echo trains realized with this implementation are always shorter than the trains described under 1., since here imaging and flow dephasing gradient pulses are played out simultaneously and not in succession. The shortest gradient timing given given given boundary conditions according to equations [6a] and [6b] is found in such an approach by numerical optimization.
  • the difference between the two methods is greatest at high limit speeds v m3X of nuclear spins, which can be dephased with relatively short and weak gradient pulses, while the flux dephasing gradient pulse sequences make the essential contribution to the imaging gradient echo pulse sequences at low speeds Deliver gradient timing so that the echo times differ only slightly.
  • the gradient echo pulse sequences to be used comprise flow dephasing gradient pulse sequences in at least one spatial direction
  • the gradient echo pulse sequences in the respective spatial direction by inserting respective flow dephasing gradient pulses into imaging gradient gradients are formed or calculated according to the aforementioned boundary conditions.
  • Nuclear spins that move in the spatial directions in which the flux dephasing gradient pulses are effective are dephased by the inserted or newly calculated sequences.
  • An advantageous pulse sequence is the so-called FLASH sequence (Fast Low Angle Shot), in which an excitation pulse with a flip angle a ⁇ 90 °, for example 25 °, is irradiated and gradient pulses are used for refocusing. Additional gradients are used for imaging and river dephasing. The time required for data acquisition is reduced if the excitation pulse is irradiated with a flip angle a ⁇ 90 °.
  • Multipulse sequences can also be used to accelerate the acquisition, for example EPI (echo planar imaging).
  • EPI echo planar imaging
  • these sequences only one excitation pulse is irradiated and a large number of gradient pulses are switched in succession for spatially resolved imaging, so that refocusing signals are obtained with each reac / otrt gradient pulse.
  • There- can be used in a gradient echo pulse sequence to record data, for example, for a row or an entire matrix in k-space (measurement data obtained before the conversion into the location-coded image data by Fourier transformation).
  • EPI is advantageous from the point of view that the data is scanned quickly. In this case, however, there is the disadvantage that artefacts which reveal modifications, for example segmented EPI, become apparent when taking pictures of many body regions, in particular in the abdominal area.
  • the data are recorded point by point with separate gradient echo pulse sequences in such a way that a new excitation pulse is irradiated for each point.
  • This procedure is somewhat more time-consuming than the methods in which multi-pulse sequences are used.
  • the method is much more robust than a method with multipulse sequences.
  • EPI also has the disadvantage that image smearing and signal loss occur during the relatively long echo times when contrast agents are used that accelerate the T 2 * decay.
  • the magnetization thus stored in the z-direction is thus imprinted with an additional contrast, the dephasing, so that it can be read out with any imaging sequence.
  • this embodiment has the disadvantage that the rapid Ti relaxation caused by the contrast agents is impressed on the one in the z direction Contrast leveled again.
  • the data acquisition can also be reduced by not recording the maximum database in a data matrix to be subjected to the Fourier transformation in k-space. For example, in one embodiment, only half of the amount of data can be recorded and the other half can be filled with zeros. In another embodiment, only 80% of the lines are recorded in k-space. The rest of the part is filled with zeros. In all such cases, a limited resolution of the image is accepted. In many cases, however, this is sufficient for clinical diagnostics, at least for an initial orientation examination.
  • the device according to the invention has the following essential features:
  • a static magnet in particular a superconducting electromagnet
  • Gradient devices for generating gradient pulses in three orthogonally spaced spatial directions are formed by coils through which current flows, a transmitting device for generating high-frequency signals, in particular an RF transmitting coil,
  • a receiving device for high-frequency signals it is preferably an RF reception coil
  • a device for controlling the gradient devices and the transmitting device these are amplifiers, and also programmable devices with which the gradient pulse sequences can be generated, and there are also programmable devices with which the transmitting and receiving coils can be controlled
  • the transmitting device and the receiving device can be realized by a common device.
  • a changeover switch is additionally provided, which is used to control these devices and toggles between the transmit mode and the receive mode.
  • 1 a schematic representation of a gradient echo pulse sequence
  • 2a a schematic representation of a flow-compensated gradient echo pulse sequence for recording two-dimensional MR data without special gradient circuits for suppressing moving MR signal carriers
  • 2b shows a schematic representation of a gradient echo pulse sequence for recording two-dimensional MR data in a first embodiment according to the invention with inserted flow dephasing gradient pulses (marked in dark);
  • 2c a schematic representation of a gradient echo pulse sequence for recording two-dimensional MR data in a second embodiment according to the invention with newly calculated flow Flow dephasing gradient pulses, which are used simultaneously for imaging and for suppressing moving MR signal carriers;
  • Fig. 6 High-resolution gradient echo MR images as in Fig. 5, 28 h after administration of the plaque-common MR contrast agent.
  • FIG. 1 is a schematic representation of a gradient echo pulse sequence to illustrate the parameters G b i p0 iar. ramp, t p ⁇ a teau and t sep are shown in a plot of G (t) (gradient field strength) over time t. The meaning of the individual parameters is explained in more detail above.
  • FIG. 2a shows a sequence that does not have any flux dephasing gradient pulses for dephasing moving nuclear spins, but rather a sequence with flux compensation, ie a sequence in which M 0 and Mi are each zero.
  • the representation shows the gradient switching in the three spatial directions over time.
  • G s / ; ce the gradient pulse sequence for the slice selection in the z direction is shown.
  • An excitation RF pulse is radiated in during the first gradient pulse.
  • a specific slice is generated by this s // ce gradient pulse
  • the subsequent pulses in the z direction with the opposite or the same polarity are used to refocus the defocusing caused by the first pulse and to set the condition that both M 0 and Wed zero.
  • pulses for phase encoding the nuclear spins are shown schematically. With each repetition of the pulse sequence shown, the size and polarity of this p ⁇ ase gradient pulse is incrementally changed between two extreme values -G p ase and + G p , ase .
  • the nuclear spins are frequency-coded depending on their location by the reac / otrt gradient pulses, and during the last pulse the nuclear spin signal is generated in the xy plane by refocusing, which is recorded.
  • FIG. 2b shows a schematic representation of the gradient echo pulse sequence for recording two-dimensional MR data in a first embodiment according to the invention.
  • this sequence contains the sequence from FIG. 2a, which does not have any flow dephasing gradient pulse sequences, but only flow-compensated imaging gradient echo pulse sequences.
  • gradient circuits are shown in dark color, which have also been inserted into the imaging sequences and which serve to dephasize the nuclear spins in moving media without the imaging gradient echo pulse sequences being influenced.
  • the first-order gradient moments Mi were directions (slice, phase and readout) are inserted so that the signals of nuclear spins are suppressed, which move in any spatial direction during the measurement.
  • FIG. 2c shows a schematic illustration of the gradient echo pulse sequence for recording two-dimensional MR data in a second embodiment according to the invention.
  • the imaging gradient echo pulse sequences originally shown in FIG. 2a can no longer be recognized separately in this sequence.
  • These gradient echo pulse sequences have arisen from recalculation taking into account flow dephasing gradient pulse sequences.
  • a 3D FLASH sequence was used as the starting sequence, the parameters of which were optimized for the imaging of small animals (high spatial resolution).
  • a Copenhagen rat with stimulated lymph nodes was administered with a contrast agent in an animal experiment.
  • the contrast medium was chosen so that it remained in the blood stream for a long time and massively reduced the relaxation times Ti and T 2 there .
  • echo time TE 14.0 ms
  • size of the field of view FOV 60 x 120 mm 2
  • Layer thickness SL 0.32 mm
  • Matrix 104 x 256
  • BW 150 Hz / pixel
  • flip angle a 15 °
  • Recording time TA 3 min 42 s.
  • the inguinal lymph nodes of the rat are clearly visible through strong contrast enhancement (arrows). It can be seen that blood vessels that run in the direction of the inserted gradient pulses are shown with a low signal. Since the contrast medium used was absorbed by the lymphatic system, in which the speed of movement of the signal carriers is very slow compared to the blood flow, a signal-rich display of the lymph nodes was achieved.
  • FIG. 4 shows recordings taken with a 3D gradient echo pulse sequence, without and with flow dephasing gradient circuits in comparison to one another, again taken on a Copenhagen rat.
  • bipolar gradient pulses were inserted in all three spatial directions.
  • the corresponding images can be seen on the right side of FIG. 4.
  • On the left are reproductions that have been obtained without the insertion of flow dephasing gradient circuits.
  • the pulse sequence was implemented in such a way that with increasing echo time TE (from top to bottom in the recording sequence) ever lower speeds were sufficient to suppress the signal of moving spins.
  • the aforementioned intravascular gadolinium contrast agent [10 - ⁇ (RS) -1 - [( ⁇ [(5S) -6- ⁇ 4 - [(heptadeca- fluorooctyl) sulfonyl] piperazin-1 -yl ⁇ -5 - ⁇ [(alpha-D-mannopyranos-1-O-yl) oxy] - acetylamino ⁇ -6-oxohexan-1-yl] carbamoyl ⁇ methyl) carbamoyl-kappa O] ethyl ⁇ - 1, 4.7 , 10-tetraazacyclododecan-1, 4,7-triacetato (3 -) - kappa N1, kappa N4, kappa N7, kappa N10, kappa O1, kappa O4, kappa O7] -gadolinium in an amount of 0.1 mmol
  • FIG. 5 shows the image data which were obtained after 12 hours after the administration and in FIG. 6 the image data which were acquired after 28 hours after the contrast agent had been administered.
  • TR 14 ms
  • TE 8.5 ms
  • FOV 200 x 200
  • SL 2 mm
  • Matrix 205 x 256
  • BW 245 Hz / pixel
  • a 30 °
  • TA 1 min 32 s.
  • plaques arrows
  • FIG. 5 plaques (arrows) could only be delimited from the blood vessels in the flow-dephased measurement.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Zur problemlosen Erkennung und Darstellung auch mikroskopisch kleiner pathologischer Strukturen angrenzend an Blutgefässe im menschlichen oder tierischen Körper, insbesondere von lymphatischem Gewebe und arteriosklerotischen Ablagerungen in den Blutgefässen, werden eine Anordnung und ein Verfahren vorgeschlagen, gemäss denen eine Kernspintomographievorrichtung zum Gewinnen von Daten für eine ortsaufgelöste Bilddarstellung des Magnetresonanzverhaltens von Atomkernen in einem ausgewählten Betrachtungsbereich in dem Körper verwendet wird, wobei die Vorrichtung so ausgebildet und programmiert ist, dass der Körper durch die Vorrichtung Hochfrequenz- und Magnetfeldgradientenechopulssequenzen ausgesetzt werden kann, die eine Magnetisierung in dem Körper erzeugen, so dass die Magnetisierung von einem in mindestens einer Raumrichtung fliessenden Medium in dem Körper durch Dephasierung der Spins von Atomkernen in dem Medium abschwächbar ist, wobei dem Körper ein MR-Kontrastmittel zugeführt wird.

Description

KONTRASTMITTELVERSTÄRKTE MAGNETRESONANZBILDGEBUNG MIT FLUSSDEPHASIERUNG ZUR DARSTELLUNG PATHOLOGISCHER STRUKTUREN ANGRENZEND AN BLUTGEFASSE
Beschreibung:
Die Erfindung betrifft eine bildgebende Anordnung und ein Verfahren zur ortsaufgelösten Bilddarstellung insbesondere von menschlichen oder tierischen Körpern. Die Anordnung und das Verfahren sind insbesondere für die Magnet- resonanz-(MR)-Tomographie am menschlichen und tierischen Körper geeignet.
Lymphgefäße im Säugetier- und menschlichen Körper wurden in der Vergangenheit mit Hilfe von Röntgenverfahren unter direkter Punktion der Lymphge- fäße und Lymphknoten bei gleichzeitiger Gabe von Röntgenkontrastmitteln dargestellt (direkte Lymphographie). Diese Eingriffe sind für den Patienten sehr schmerzhaft und führen oft zu Nebenwirkungen.
Zur Darstellung von lymphatischem Gewebe kann anstelle der Röntgendia- gnostik auch die Magnetresonanztomographie eingesetzt werden. Diese Technik ist grundsätzlich ebenso wie die Röntgentechnik zur Bilddarstellung der Lymphgefäße und Lymphknoten aufgrund einer multiplanaren Schichtführung und des hohen Weichteilkontrastes gut geeignet. In „Interstitial MR Lymphography with a Conventional Extracellular Gadolinium-based Agent: Assessment in Rabbits"; S.G.Ruehm, C.Corot, J.F.Debatin; Radiology; 2001 ; 218:664-669, ist die subkutane Verabreichung von Gadoterat-Meglumin in Kaninchen beschrieben, um das Lymphsystem darzustellen.
In experimentellen Studien konnte mit neuartigen Kontrastmitteln eine gute Dif- ferenzierung von Metastasen im Lymphsystem und von gesundem Lymphgewebe nachgewiesen werden. In Abhängigkeit von den verwendeten Kontrastmitteln zeigen sich die folgenden Nachteile:
(a) Wird das Kontrastmittel interstitiell gegeben, so gelingt nur eine Darstel- lung eines Teils des Lymphsystems.
(b) Experimentelle (nicht zugelassene), eisenhaltige Kontrastmittel zeigen eine sehr langsame Aufnahme in die Lymphknoten. Dadurch ist es erforderlich, den zu untersuchenden Patienten zweimal einzubestellen, nämlich einmal um das Kontrastmittel zu verabreichen und einmal um die Untersuchung durchzuführen. Das zweimalige Einbestellen des Patienten ist im klinischen Alltag jedoch oft nicht praktikabel.
Außerdem ergeben sich mit diesen Kontrastmitteln ungünstige Kontrast- eigenschaften, nämlich einen negativen Kontrast (Signalabfall im Zielorgan) und Suszeptibilitätsartefakte.
Beispielsweise können sehr kleine superparamagnetische Eisenoxidpartikel (USPIO), die mit Dextran überzogen sind, eingesetzt werden. Die Partikel werden in Phagozyten in funktionelles Lymphknotengewebe eingelagert, nicht jedoch in metastatisches Gewebe, in dem Phagozyto- se nicht stattfindet. Ein Maximum der Anreicherung dieses Kontrastmittels innerhalb der Lymphknoten ist erst nach etwa 24 - 48 h nach der Verabreichung erreicht. Die Zielstrukturen sind dunkel, da diese Stoffe als negative Kontrastmittel die Spin-Spin-Relaxationszeit T2 und insbesondere T2* durch ihren Suszeptibilitätseffekt deutlich vermindern.
(c) Bei systemischer Gabe von lymphotropen Kontrastmitteln führt die sich dort einstellende lange Verweilzeit im Blut (intravasale Kontrastmittel) zu einer schweren Abgrenzbarkeit der üblicherweise unmittelbar neben den
Blutgefäßen lokalisierten Lymphknoten. Beispiele für diese Kontrastmittel sind in: „Magnetic Resonance in Medicine"; P.A.Rinck; 4. Auflage; Blackwell Wissenschafts-Verlag, Berlin, 2001 , angegeben.
Auch die Darstellung arteriosklerotischer Ablagerungen in der Gefäßwand, sogenannter Plaques, ist von besonderem Interesse. Da die meist intravasalen Kontrastmittel einen Signalanstieg im Inneren der Blutgefäße bewirken, ist es direkt nach der Verabreichung der Kontrastmittel nahezu unmöglich, einen Plaque in der Gefäßwand abzugrenzen. Die arteriosklerotischen Ablagerungen sind von den Blutgefäßen unmittelbar nach der Verabreichung in das Blutsystem nur sehr schwer unterscheid- bar. Daher ist es wie zur Darstellung von Lymphknoten erforderlich, zwischen Gabe des Kontrastmittels und Darstellung mit einer Bildgebungs- technik eine lange Wartezeit verstreichen zu lassen. Zur Darstellung der Plaques können spezielle Kontrastmittel eingesetzt werden. Um die Plaques vom Inneren des Blutgefäßes zu differenzieren, kann ausgenutzt werden, dass das Kontrastmittel in den Plaques länger verbleibt als im
Blutstrom, so dass die Plaques nach einer Wartezeit von etwa 12 - 48 h noch signalverstärkt, das Blut jedoch wieder signalärmer dargestellt werden. Wie für die Lymphographie ist es für die Darstellung der Plaques im klinischen Alltag aber oft nicht vertretbar, eine derart lange War- tezeit zwischen Verabreichung und Aufnahme einzuhalten, da ein Patient dann zweimal zur Untersuchung einbestellt werden müsste.
Bei der Untersuchung eines Körpers, insbesondere eines menschlichen oder tierischen Körpers, mit einem Kernresonanzexperiment kann entweder eine sogenannte Spin-Echo-Sequenz mit 90°-180°-Anregung oder anstelle dieser Anregung oder zusätzlich zu dieser eine messbare Signalfolge auch mit einer Gradientenpulsfolge (Gradientenechomethode) erzielt werden. Nach dem 90°- Hochfrequenzpuls wird in diesem Falle zuerst ein Gradientenpuls beispielsweise in x-Richtung geschaltet. Danach wird ein Gradientenpuls in -x-Richtung, d.h. mit invertiertem Gradientenvorzeichen, appliziert. Dadurch refokussieren die zunächst dephasierten Spins zu einem messbaren Signal, das in einem mit ωo rotierenden Koordinatensystem als Summenvektor dargestellt werden kann. Zur ortsaufgelösten Darstellung der Kernspins in einem zu untersuchenden Betrachtungsfeld (FOV: field-of-view) in einem Körper müssen die Kernspins einzelnen Raumelementen zuordenbar sein. Hierzu wird der Effekt ausgenutzt, dass die Larmorfrequenz ω(x,t) von der Magnetfeldstärke B(x,t) abhängig ist. Bei einer Schichtabtastung wird bei Anwendung eines Magnetfeldgradienten in Form eines Gradientenpulses während des 90°-Pulses in z-Richtung nur eine dünne Schicht („slice") angeregt, in der die Magnetfeldstärke B0 gerade der Larmorfrequenz ω0 entspricht. Dadurch dass nur Kerne angeregt werden, die sich innerhalb der Schicht unter Resonanzbedingungen befinden, wird eine einfache Zuordnung von Kernen beispielsweise in z-Richtung erreicht. Um auch eine Ortsauflösung in x- und y-Richtung zu erreichen, werden nach Anwendung des 90°-Pulses weitere Gradientenpulse entlang der x- bzw. der y- Richtung geschaltet: In y-Richtung wird eine Gradientenschaltung im Anschluss an den 90°-Puls eingefügt {„phase"). Die Ortsinformation in y-Richtung ist in der Phasenverschiebung der präzedierenden Kernspins enthalten, die durch diesen zeitweilig geschalteten Gradient verursacht wird (Phasenkodierung). Die Ortsinformation wird aus dem Antwortsignal durch Fourier-Transform-(FT)- Analyse zugänglich gemacht. Um in y-Richtung unterschiedliche Phasenver- Schiebungen zu erreichen und so eine eindeutige Ortsinformation der Kernspins in dieser Raumrichtung zu erhalten, werden Gradientenschaltungen in aufeinander folgenden Pulssequenzen eingefügt, die nacheinander in Inkre- menten erhöht oder erniedrigt werden, wobei die pΛase-Gradienten mit Gradientensteigungen zwischen zwei Maximalwerten +G und -G variiert werden. In gleicher Weise wird auch in x-Richtung eine erste Gradientenschaltung eingefügt („read"), die die erforderliche Information über die Ortsauflösung der Kernspins in x-Richtung enthält. Zur Erzeugung eines Echosignals wird dann eine zweite read-Gradientenschaltung mit unterschiedlicher Polarität zur ersten eingefügt, die nach einer Dephasierung der Spins in der x-y-Ebene aufgrund der ersten reac/-Gradientenschaltung zu einer Refokussierung der Kernspins aufgrund der Schaltung des zweiten Pulses führt, so dass ein Antwortsignal entsteht. Da durch die rea -Gradientenschaltung in Abhängigkeit vom Ort in x- Richtung unterschiedliche Magnetfelder im Bereich Bo ± ΔB während der Refokussierung anliegen, können die von unterschiedlichen Orten stammenden Signale anhand der unterschiedlichen Frequenzen im Bereich ωo ± Aω separiert werden (Frequenzkodierung). Zur Ortsdarstellung wird wiederum die FT- Analyse eingesetzt.
Eine Beschleunigung der Messung kann dadurch erreicht werden, dass die Kernspins mit einem RF-Puls angeregt werden, der zu einem Kippen der Nettomagnetisierung von weniger als 90° führt (flip-Winkel a < 90°).
Während die einzelnen Schichten in dem zu untersuchenden Körper bei der zuvor beschriebenen 2D-FT nacheinander untersucht werden, kann auch eine dreidimensionale Darstellung eines zu untersuchenden Körpers in einer einzigen Pulsfolge ohne Schichtung erzeugt werden (3D-FT): Hierzu werden die vorgenannten Pulsfolgen für den phase- und den rea ouf-Gradientenpuls angewendet. Auf den s//ce-Gradientenpuls während des RF-Pulses folgt zusätzlich ein nachgeschalteter s//ce-Gradientenpuls mit invertierter Polarität, wobei der zweite s//ce-Gradientenpuls in aufeinander folgenden Pulssequenzen in Inkrementen zwischen zwei Maximalwerten +G und -G erhöht oder erniedrigt wird.
Zur Darstellung von Blutgefäßen (Angiographie) sind verschiedene Techniken eingesetzt worden, die in einigen Fällen darin bestehen, das Signal von den Blutgefäßen in einer Aufnahmesequenz zu unterdrücken und in einer anderen mit Flusskompensation, d.h. ohne Dephasierung der bewegten Kernspins (Signalträger), aufzunehmen. Zur Differenzierung der Gefäße von umliegendem ruhendem Gewebe wird dann eine Differenz zwischen beiden Aufnahmen gebildet, die einen guten Kontrast zwischen den Gefäßen und dem umliegenden Gewebe erzeugt, wobei die Blutgefäße hell dargestellt werden. Eine Gegen- überstellung der Verfahren ist in „Black Blood Angiography") W.Lin, M.Haacke, R.R.Edelman; in: „Magnetic Angiography, Concepts and Applications" (Hrsg.: EJ.Potchen, E.M.Haacke, J.E.Siebert, A.Gottschalk), Mosby, St. Louis (1993) enthalten.
Seit Beginn der klinischen MR-Bildgebung sind Verfahren eingesetzt worden, mit denen MR-Signale bewegter Signalträger unterdrückt werden können. Nachfolgend sollen die wesentlichen Verfahren zur Unterdrückung bewegter MR-Signalträger diskutiert werden:
a) Schon in der klassischen MR-Messsequenz, der Spin-Echo-Sequenz, werden bewegte Spins intrinsisch unterdrückt, da diejenigen Spins, die zwi- sehen dem 90°-Anregungspuls und dem 180°-Refokussierungspuls die
Messschicht verlassen, nicht zum MR-Signal beitragen. Dieser Laufzeiteffekt wird mit zunehmender Echozeit TE, die bei einer klassischen Spin- Echo-Sequenz mit 90°- und 180°-Puls doppelt so lang ist wie die Zeitspanne zwischen 90°-Puls und 180°-Puls, oder verringerter Schichtdicke stär- ker. Diese Technik ist jedoch für Gradientenechosequenzen ohne 180°-
Pulse nicht geeignet. Daher kann dieser Effekt für eine schnelle Aufnahmezeit nicht genutzt werden: Es ist technisch allerdings fast unmöglich, in praktikablen Messzeiten dreidimensionale Volumina mit Spin-Echo-Sequenzen darzustellen, während dies mit schnellen Gradientenechoverfah- ren, speziell mit der mittels Kontrastmitteln verstärkten Magnetresonanz-
Angiographie, in wenigen Sekunden gelingt.
b) In konventionellen Magnetresonanz-Verfahren zur Unterdrückung von Blutgefäßsignalen wird das Signal der Blutgefäße außerhalb der Bildgebungs- schicht gesättigt, indem beispielsweise parallel zur Messschicht sogenannte Saturationsschichten positioniert werden. Da hier keine 180°-Pulse bei der Signalauslese eingesetzt werden, kann dieses Sättigungsverfahren mit nahezu jeder beliebigen Bildgebungstechnik in der Magnetresonanztechnik kombiniert.werden. Grundsätzlich wird mit diesem Verfahren der Vorteil ausgenutzt, dass Blut gegenüber anderen Geweben eine sehr lange Tr
Relaxationszeit hat und in der direkt auf die Sättigung folgenden Signalauslese in der Messschicht nur gesättigtes Blut vorhanden ist, das nahezu kein Signal liefert. In einer Variante dieses Verfahrens wird die Magnetisierung nur außerhalb der Messschicht invertiert. Danach wird solange gewartet, bis die Längsmagnetisierung der Signalträger im Blut (entlang der z-Achse) aufgrund der Ti-Relaxation einen Nulldurchgang aufweist. Die in die Mess- schicht eingeflossenen Signalträger im Blut tragen dann nicht zum MR-
Signal bei.
c) In Gradientenechobildern wurde schon relativ früh beobachtet, dass schnell aus einer Gefäßverengung strömendes Blut in einer bestimmten Verwirbe- lungszone (Jet) eine artifizielle Signalreduktion hervorruft. Dieser Effekt beruht darauf, dass bewegte Spins unter Einwirkung von Gradienten, die zur Ortskodierung in der MR-Bildgebung benötigt werden, eine zusätzliche Phase akkumulieren, die von der Bewegungsgeschwindigkeit der Spins abhängig ist. Im Jet treten innerhalb eines Bildelements (Pixel) viele ver- schiedene Phasen auf, so dass die phasenkohärente Addition der MR-
Signale zu einer Reduktion des Summensignals im MR-Bild führt. Dieses Phänomen wird als intravoxel incoherent motion bezeichnet und ist auch aus der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung bekannt. Dieser Effekt kann noch dadurch verstärkt werden, dass Gradienten so zur Bildgebung hinzu- gefügt werden, dass die Ortskodierung unbeeinflusst bleibt, während die geschwindigkeitsabhängige Phase maximiert wird. Diese Technik wird Black Blood Angiography genannt. Sie wird in Verbindung mit Spin-Echo- Sequenzen implementiert, um deren zusätzliche Signalunterdrückung auszunutzen. Umgekehrt kann dieser Effekt auch zur Darstellung von Blutge- fäßen verwendet werden, indem zwei Datensätze ohne und mit zusätzlicher Gradientenschaltung voneinander subtrahiert werden {Rephase/ Dephase Imaging).
Zur Darstellung von Blutgefäßen werden in der klinischen Praxis entweder die Spin-Echo-Methode eingesetzt, die durch eingebaute Dephasiergradienten noch effizierter gemacht wird {Black Blood Angiography), oder die Rephase/ Dephase-Meihode, die hauptsächlich zur positiven Darstellung der peripheren Arterien eingesetzt wird. Beide Techniken sind bisher nicht in Kombination mit Kontrastmitteln eingesetzt worden. Vielmehr wirkt sich hier der intrinsische Kontrast des bewegten Blutes zur Blutgefäßdarstellung aus. Bei der Rephase/Dephase-U ethode bedeutet dies, dass in der Subtraktion der beiden Datensätze Gefäße nur dann hell erscheinen, wenn genügend frisches Blut in die Messschicht einfließt.
Allerdings sind auch Untersuchungen mittels Black Blood Angiography ^ bekannt, die beispielsweise zur Darstellung von arteriosklerotischen Ablagerun- gen in Blutgefäßen eingesetzt worden sind. So ist in „Extracranial Carotid Arteries: Evaluation with „Black Blood MR Angiography'; R.R.Edelman, H.P.Mattle, B.Wallner, R.Bajakian, J.KIeefield, B.Kent, J.J.Skillman, J.B.Mendel, D.J.Atkinson; Radiology; 1990; 177:45-50, eine Gegenüberstellung der Bright Blood Angiography zur Black Blood Angiography zur Darstellung von krankhaften Veränderungen der A. carotis beschrieben. Black Blood
Angiography soll gegenüber Bright Blood Angiography den Vorteil bieten, dass Funktionsstörungen sehr genau dargestellt werden können. Zur Darstellung von Läsionen in der Black Blood Angiography wurde eine 2D-Spin-Echo- Methode eingesetzt, da Gradientenechosequenzen nicht geeignet waren, die bewegten Kernspins zu unterdrücken, obwohl die untersuchten Schichten gesättigt wurden. Um eine Unterdrückung zu erreichen, hätte die Echozeit TE verlängert werden müssen. Dies hätte jedoch zu einer Verringerung der Auflösung der Strukturen an den Blutgefäßen und zu einem verminderten Kontrast zwischen Blutgefäß und Muskelgewebe geführt.
Mit den bisher bekannten Verfahren zur Unterdrückung von Blutgefäßen gelingt es grundsätzlich, deren Darstellung zu vermeiden, wenn kein Kontrastmittel im Blutstrom vorhanden ist. Wird jedoch ein die Relaxationszeiten verkürzendes Kontrastmittel gegeben, so ist es in den dargestellten Schichten in einem menschlichen oder tierischen Körper fast unmöglich, pathologische Strukturen in den Lymphgefäßen und von arteriosklerotischen Ablagerungen in den Blutgefäßen ohne weiteres zu erkennen, insbesondere wenn diese relativ klein sind.
Der vorliegenden Erfindung liegt von daher die Aufgabe zugrunde, Mittel zu finden, mit denen insbesondere kleine pathologische Strukturen problemlos erkannt und dargestellt werden können. Vor allem soll eine kontrastreiche, überlagerungsfreie und eindeutige Darstellung von angrenzend an Blutgefäße im menschlichen oder tierischen Körper liegenden, nicht bewegten Strukturen möglich sein. Insbesondere sollen Metastasen im Lymphgewebe sowie in Plaques einfach und schnell erkennbar und darstellbar sein.
Das Problem wird gelöst durch die in Anspruch 1 angegebene bildgebende Anordnung und das in Anspruch 9 angegebene Verfahren. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Sofern nachfolgend und in den Ansprüchen angegeben ist, dass Magnetfeldgradientenecho-Pulssequenzen in einer bestimmten Raumrichtung geschaltet werden, so ist darunter zu verstehen, dass die Sequenzen in einer oder zwei beliebigen oder allen drei Raumrichtungen geschaltet werden können. In gleicher Weise ist unter der Angabe, dass die Magnetisierung von fließendem Me- dium in einer Raumrichtung abgeschwächt werden kann, zu verstehen, dass die Magnetisierung in einer oder zwei beliebigen Raumrichtungen oder in allen drei Raumrichtungen abschwächbar ist.
Zur Darstellung pathologischer Strukturen mit z.T. mikroskopisch kleinen Ab- messungen im Lymphsystem sowie in den Blutgefäßen mittels Magnetresonanztomographie wird ein Magnetresonanz-(MR)-Kontrastmittel eingesetzt, das von dem zu untersuchenden Körper aufgenommen wird. Zur Bilddarstellung wird eine Kernspintomographievorrichtung zum Gewinnen von Daten für eine ortsaufgelöste Bilddarstellung des Magnetresonanzverhaltens der Atomkerne in einem ausgewählten Betrachtungsbereich in einem Körper eingesetzt. Die Vorrichtung ist hierzu so ausgebildet und programmiert, dass der Körper durch die Vorrichtung Hochfrequenz- und Magnetfeldgradientenechopulssequenzen aussetzbar ist, die eine Magnetisierung in dem Körper erzeugen. Die Magnetisierung von Signalträgern (Spins von Atomkernen, insbesondere 1H-Kernen), die sich in in mindestens einer Raumrichtung fließendem Medium, insbesondere Blut, befinden, werden durch Dephasierung der Spins der Atomkerne in die- sem fließenden Medium abgeschwächt, so dass eine Darstellung von sich in unmittelbarer Nähe des fließenden Mediums befindenden Strukturen erheblich vereinfacht wird, selbst wenn diese mikroskopisch klein sind, da Blut dadurch dunkel dargestellt wird. Erst durch die Verabreichung eines MR-Kontrastmittels ist es möglich, die gesuchten feinen Strukturen zielgerichtet zu finden und mit Sicherheit zu erkennen.
Durch Realisierung der Erfindung können beispielsweise Lymphknoten einer bestimmten Region im menschlichen oder tierischen Körper oder des gesamten Körpers mit hoher räumlicher Auflösung dargestellt werden, da zum einen die bewegten Signalträger aus den Blutgefäßen unterdrückt werden und die Zielstrukturen zum anderen von Kontrastmitteln verstärkt dargestellt werden, so dass diese besonders gut hervortreten. Die von den Blutgefäßen stammende Signalintensität wird erfindungsgemäß selektiv unterdrückt, so dass beispielsweise auch die Lymphknoten in unmittelbarer Nähe zu großen Blutgefäßen dargestellt und gegen das Gefäß abgegrenzt werden können. Dasselbe gilt auch für arteriosklerotische Ablagerungen, sog. Plaques, in den Blutgefäßwänden.
Herkömmliche Sättigungsverfahren, die zur Unterdrückung bewegter Signalträ- ger entwickelt wurden, sind zur Abgrenzung der Lymphknoten und Plaques in Kombination mit Kontrastmitteln dagegen nicht einsetzbar, da sich die abgesättigte Magnetisierung in Gegenwart der Kontrastmittel innerhalb weniger Millisekunden wieder erholt und in der nachfolgenden Signalauslese zur Verfügung steht. Dieser Effekt wird durch die massive, von der Kontrastmittelkonzentration abhängige T-rVerkürzung hervorgerufen. Im Gegensatz hierzu ist die erfindungsgemäße Dephasierung der Kernspins durch Verwendung von Gradien- tenpulssequenzen in Gegenwart von Kontrastmitteln einfach erreichbar und dieser daher überlegen. Gegenüber der Rephase/Dephase /mag/ng-Methode ist das erfindungsgemäße Verfahren etwa um den Faktor 2 schneller, da auf den Repftase-Teil der Methode verzichtet werden kann.
Zur Darstellung insbesondere von lymphatischem Gewebe und arteriosklerotischen Ablagerungen in Blutgefäßen werden MR-Kontrastmittel eingesetzt, die gegebenenfalls vorteilhaft auf die jeweilige Anwendung zugeschnitten sind. Die Kontrastmittel sollen vorzugsweise folgende Bedingungen erfüllen:
a) Sie sollen mit der gewählten Sequenz zu einer Signalverstärkung im
MR-Bild führen. b) Sie sollen sich in der Zielstruktur anreichern, d.h. im lymphatischen Gewebe bzw. in arteriosklerotischen Ablagerungen. Hierzu ist es selbstverständlich erforderlich, dass die Kontrastmittel zur Darstellung von Lymphknoten lymph-gängig und zur Darstellung von Plaques plaque- gängig sind. c) Sie sollten sich auch im Blutgefäßsystem anreichern.
Zur Detektion von Metastasen des Lymphsystems sind beispielsweise die be- reits zuvor erwähnten beschichteten Eisenoxid-Partikel in Form der USPIO geeignet. Allerdings benötigen beschichtete Eisenoxid-Partikel eine längere Zeit zur Anreicherung in den Lymphknoten. Außerdem sind diese Kontrastmittel wegen des negativen Kontrastes nicht zur Darstellung der Lymphgefäße geeignet.
Vorteilhaft verwendbar sind vor allem u.a. Gadolinium enthaltende Verbindungen. Zur Lymp'hographie sind polymere Verbindungen, wie die von L.Harika, R.Weissleder, K.Poss, C.Zimmer, M.I.Papisov, T.J.Brady in: „MR Lymphography with a Lymphotropic Ti-Type MR Contrast Agent: Gd-DTPA- PGM"; MRM; 1995; 33:88-92 und von G.Staatz, C.C.Nolte-Ernsting, A.Bucker et al. in: „Interstitial 7-,-Weighted MR Lymphography with Use of the Dendritic Contrast Agent Gadomer-17 in pigs"; Rofo. Fortschr. Geb. Röntgenstr. Neuen Bildgeb. Verfahr.; 2001 ; 173:1131-1136 beschriebenen Verbindungen, sowie lipophile Verbindungen, die Aggregate oder Mizellen bilden, wie die von B. Misselwitz, J.PIatzek, B.Raduechel, J.J.Oellinger, H.J.Weinmann in: „Ga- dofluorine 8: Initial Experience with a New Contrast Medium for Interstitial MR Lymphographf; Magma; 1999; 8:190-195 und von G.Staatz, C.C.Nolte- Ernsting, G.B.Adam et al. in: „Interstitial Ti-Weighted MR Lymphography: Li- pophilic Perfluorinated Gadolinium Chelates in Pigs"; Radiology; 2001 ; 220:129-134 beschriebenen Verbindungen, einsetzbar.
Besonders geeignet sind solche Verbindungen, die bereits innerhalb sehr kurzer Zeit nach Verabreichung im lymphatischen Gewebe angereichert werden. Es handelt sich hierbei vorzugsweise um mit polaren Resten, beispielsweise Zuckerresten, sowie fluorierten Seitenketten versehene Gadoliniumkomplexe, die zu Mizellen mit einer Größe von 4 - 6 nm aggregiert sind. Derartige Verbin- düngen sind beispielsweise in WO 02/14309 A1 beschrieben. Mit diesen Kontrastmitteln kann die MR-Untersuchung nach der Verabreichung bereits innerhalb von wenigen Minuten bis zu einer Stunde durchgeführt werden. Auch zur Darstellung arteriosklerotischer Ablagerungen (plaques) können diese speziellen Gadoliniumverbindungen verwendet werden.
Weiterhin können auch Verbindungen anderer paramagnetischer Metallionen verwendet werden, beispielsweise Verbindungen von Mn(II), Dy(III) und Fe(III). Gd(III)-, Mn(II)- und Fe(III)-Verbindungen wirken als positive Kontrastmittel, da diese Mittel die longitudinale Relaxationszeit Ti reduzieren, so dass diejenigen Partien in einem MR-Bild, in die das Kontrastmittel aufgenommen worden ist, aufgehellt sind. Dagegen wirken Dy(III)-Verbindungen ebenso wie Eisenoxid-Partikel als negative Kontrastmittel, da sie durch ihren Suszepti- bilitätseffekt T2 und insbesondere T2* erniedrigen, so dass die Partien in einem MR-Bild, in die diese Kontrastmittel aufgenommen worden sind, dunkler er- scheinen. Insofern sind letztere Verbindungen nicht so gut geeignet wie Mn(II)- und Fe(III)-Verbindungen. Anstelle der vorgenannten Kontrastmittel können auch andere Kontrastmitteltypen eingesetzt werden, beispielsweise Stickoxide, die wie die genannten Metallionen paramagnetisch sind. Weiterhin werden auch gasgefüllte Mikroblä- schen vorgeschlagen, die beispielsweise mit Stickstoff oder Perfluorpropan gefüllt sein können. Derartige Systeme sind beispielhaft in US 6,315,981 A beschrieben.
Ferner können anstelle von paramagnetischen oder superparamagnetischen Stoffen auch diamagnetische Verbindungen als Kontrastmittel eingesetzt wer- den, die kein 1H enthalten sondern andere Signalträger, beispielsweise Fluorkohlenwasserstoff-Verbindungen. Anstelle der 1H-MR-Tomographie wird in diesem Falle eine 19F-MR-Tomographie durchgeführt, da auch der 19F-Atomkem einen Kernspin von VT. aufweist, wobei das gyromagnetische Verhältnis für 19F von dem für H deutlich verschieden ist, so dass diese Atomkerne im MR-Bild einen Bildkontrast bilden. Es sollte sich hierbei um solche Verbindungen handeln, die in die Zielstrukturen aufgenommen werden. Falls diese Verbindungen eine lange Verweilzeit im Blut aufweisen, können die Zielstrukturen mit der vorliegenden Erfindung selektiv sichtbar gemacht werden, ohne dass die Blutgefäße die Erkennung dieser Strukturen verhindern.
Das MR-Kontrastmittel kann dem menschlichen oder tierischen Körper insbesondere intravenös verabreicht werden. Das Kontrastmittel kann jedoch prinzipiell auch intraarteriell, perkutan, insbesondere subkutan, ferner peroral, intra- peritoneal, intramuskulär oder auf eine andere Weise gegeben werden.
Zur Abschwächung der Magnetresonanzsignale von Spins in fließendem Medium wird erfindungsgemäß von dem Effekt Gebrauch gemacht, dass die Spins der in dem Betrachtungsbereich in dem zu untersuchenden Körper enthaltenen Atomkerne während der Bewegung dephasieren, während dies für nicht be- wegte Spins nicht zutrifft. Dies ist durch geeignete Schaltung der Magnetfeldgradientenpulse erreichbar. Um zu ermitteln, unter welchen Bedingungen die Signale abgeschwächt werden, wird von folgender Gleichung für die Phase der jeweiligen Kernspins ausgegangen, die orts- und zeitabhängig ist und die eine Funktion des Ortes x innerhalb eines Gradientenfeldes, der zeitabhängigen Gradientenfeldstärke G(t) und des Zeitpunktes t nach einer Anregung der Atomkerne mit einem Hochfrequenzpuls ist:
Die Konstante y ist das gyromagnetische Verhältnis und beträgt für die in der Magnetresonanz-Bildgebung hauptsächlich verwendeten Protonen in prakti- sehen Einheiten 2/7-42,577 MHz/T.
Bewegen sich nun die angeregten Atomkerne, während ein Gradient eingeschaltet ist, mit einer Bewegungskomponente parallel zur Raumrichtung des Gradienten, so wird der Ort x, an dem sich die Atomkerne zum Zeitpunkt t ge- rade befinden, ebenfalls zeitabhängig. Daher lässt sich Gleichung [1] wie folgt umformulieren:
<p{t) = γ - $G{t') -x{?) df
Daraus ergibt sich durch Entwickeln in eine Taylorreihe und Vernachlässigen höherer Terme folgende Beziehung:
t t ι - xo - fc{t')dt'+y • vo • JG(t') ■ t'd
0 0
x0 ist der Ausgangsort des Atomkerns bei der Bewegung während einer Gra- dientenpulssequenz, und v0 ist die konstante Geschwindigkeit des fließenden Mediums. Als Abkürzung für die Zeitintegrale, multipliziert mit y, werden M0 und Mi eingeführt, so dass sich folgende Beziehung ergibt:
Mo ist als Gradientenmoment nullter Ordnung bekannt und Mi als Gradientenmoment erster Ordnung. Zeitabhängige Gradientenmomente i-ter Ordnung Mj(t), die in Gleichung [2a] bereits vernachlässigt wurden, sind folgendermaßen definiert:
Gradientenschaltungen, bei denen M0 (Gradientenmoment nullter Ordnung) Null ist, sind zur Erzeugung von durch Gradientenschaltungen erzeugten Echo- Signalen erforderlich, da die Kemspins nur unter dieser Bedingung rephasieren. Herkömmliche Gradientenschaltungen, bei denen Mi (Gradientenmoment erster Ordnung) Null ist, werden als flusskompensiert bezeichnet, da hier Kernspins, die sich mit konstanter Geschwindigkeit in einem fließenden Medium bewegen, keine durch die Bewegung verursachte zusätzliche Dephasierung erfahren, so dass sie bei der Bildgebung hell erscheinen. Aus der Definition der Gradientenmomente Mj ergibt sich, dass bei kurzen Zeiten nur die niedrigen Momente zur Signalphase beitragen, während höhere Momente mit t' skalieren und somit klein bleiben.
Aus den vorstehenden Ausführungen ergibt sich, dass i möglichst groß sein muss, um die Signale von bewegten Kernspins zu unterdrücken, da die Dephasierung in diesem Fall besonders groß ist. Das bedeutet, dass die Magnetresonanzsignale des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Flussdephasiergradientenpulse dadurch abge- schwächt werden können, dass ein Gradientenmoment erster Ordnung M-ι(t) in dieser Raumrichtung gemäß folgender Beziehung:
maximiert wird, wobei y das gyromagnetische Verhältnis der Atomkerne, G(t') eine zeitabhängige Gradientenfeldstärke in dieser Raumrichtung und t die seit dem Einstrahlen eines Hochfrequenzpulses zur Anregung der Atomkerne verstrichene Zeitspanne sind.
Durch Berücksichtigung von Gradientenmomenten höherer Ordnung gemäß Gleichung [3] mit i > 1 kann eine Dephasierung auch solcher fließender Medien erreicht werden, die nicht nur eine konstante Geschwindigkeit aufweisen, sondern während der Gradientenschaltungen auch beschleunigt oder verzögert werden.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird die Magnetisierung des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Dephasierung der Spins dadurch abgeschwächt, dass Gradientenmo- mente i-ter Ordnung Mj(t), insbesondere Gradientenmomente erster Ordnung Mι(t), in dieser Raumrichtung maximiert werden.
Befinden sich beispielsweise innerhalb eines Bildelements Atomkerne mit Geschwindigkeiten innerhalb eines Geschwindigkeitsintervalls von 0 bis vmax mit gleicher Häufigkeit und werden die dazugehörigen Kernspins mit gleicher Signalintensität abgebildet, so verschwindet das Summensignal dieser Kernspins genau dann, wenn die durch Mi hervorgerufene Phase genau 2π (d.h. 360°) beträgt, so dass dann folgende Beziehung gilt:
2π = v mu- Mι [4], wobei vmsκ eine maximale Geschwindigkeit des fließenden Mediums in dem zu untersuchenden Körper ist, bis zu der eine Dephasierung nicht effektiv erreicht wird.
Auch für Geschwindigkeiten, die größer als vmax sind, bleibt das Summensignal sehr klein, so dass ι max als Grenzgeschwindigkeit interpretiert werden kann, unterhalb der eine Signalunterdrückung in dem fließenden Medium nicht effektiv funktioniert. Das bedeutet, dass das Signal bewegter Kernspins dann erhalten bleibt und nicht unterdrückt wird, wenn sich diese Kernspins mit einer Ge- schwindigkeit bewegen, die kleiner ist als vmax. Daher ist die Kenntnis der typischen Geschwindigkeiten in zu untersuchenden Blutgefäßen von Interesse, um die Erfindung wirksam einsetzen zu können. Da sich Blut in venösen Strukturen nur sehr langsam bewegt, sind diese Strukturen im Allgemeinen gut erkennbar, da die dort enthaltenen Kernspins nicht dephasiert und damit unterdrückt wer- den. Dies ist für die Darstellung von lymphatischem Gewebe und Plaques jedoch nicht nachteilig, da diese eher den Arterien benachbart sind. Soll auch venöser Fluss unterdrückt werden, so müssen stärkere und/oder längere Gradientenschaltungen eingesetzt werden.
Im Allgemeinen wird eine vorgegebene Gradientenschaltung ein nicht-ver- schwindendes Gradientenmoment erster Ordnung Mi aufweisen, so dass die Gradientenschaltung nicht flusskotnpensiert ist. Derartige Gradientenschaltungen werden üblicherweise zur Aufnahme nicht bewegter Signalträger eingesetzt. Allerdings werden zur Unterdrückung eines langsamen Flusses Gradien- tenmomente benötigt, die von typischen Bildgebungsgradienten nicht erreicht werden.
Dadurch dass spezielle Gradientenschaltungen eingesetzt werden, die zur Flussdephasierung führen, können in einer erfindungsgemäßen Ausführungs- form herkömmliche bildgebende 2D- oder 3D-Gradientenechopulssequenzen, insbesondere flusskompensierte Gradientenechopulssequenzen, angewendet werden, in die Flussdephasiergradientenpulse eingefügt werden. Sollen die Gradienten in einer bestehenden Gradientenechopulssequenz, die zur Bildgebung eingesetzt wird, beispielsweise in einer flusskompensierten Gradientenechopulssequenz, so modifiziert werden, dass ein großes Gradien- tenmoment erster Ordnung Mi entsteht, so kann zu der schon vorhandenen Bildgebungsgradientenechopulssequenz additiv eine neue Sequenz, die Fluss- dephasiergradientenpulssequenz, zugefügt werden, die die Bedingung gemäß Gleichung [4] erfüllt und somit zu einer Maximierung von Mi führt . Diese Bedingung ist notwendig, damit die Raumkodierung der Magnetresonanzsignale unbeeinflusst bleibt, so dass folgende Beziehung erfüllt ist:
Diese Bedingung ist anschaulich dadurch interpretierbar, dass +Mo dann gera- de die Fläche unter einer Gradienten-Zeit-Kurve darstellt. Eine einfache Möglichkeit, diese Beziehung zu erfüllen, besteht darin, bipolare Gradientenpulse zu verwenden, d.h. zwei Gradienten unterschiedlicher Polarität, wobei deren jeweilige Stärke und Länge unterschiedlich sein können, die Pulse aber insbesondere auch gleich stark und lang sein können.
Beispielsweise können die Kernspins in einer Raumrichtung durch Schalten eines Gradientenpulses mit dem Zeitintegral A um einen bestimmten Betrag dephasiert werden. Durch späteres Schalten eines zweiten Gradientenpulses mit dem Zeitintegral -A in derselben Raumrichtung werden nicht bewegte Sig- nalträger wieder vollständig rephasiert, nicht aber bewegte Signalträger.
Alternativ zur Variante, bei der zu einer flusskompensierten Gradientenechopulssequenz die Flussdephasiergradientenpulse zugefügt werden, kann in einer weiteren Ausführungsform der Erfindung auch von einer nicht flusskom- pensierten Gradientenechopulssequenz ausgegangen werden. Nach Zufügen der weiteren Pulssequenz müssen allerdings die o.a. Bedingungen erfüllt sein, wonach MQ = 0 ist (Gleichung [5]) und Mi gemäß Gleichung [4] maximiert ist.
Bei Verwendung von Kontrastmitteln zur besseren Darstellung mikroskopisch kleiner Strukturen in Lymphknoten oder von arteriosklerotischen Ablagerungen müssen die gewählten Pulszeiten für die Gradientenmomente sehr klein sein, da die Relaxationszeiten wegen der Verwendung der Kontrastmittel sehr kurz sind. Allerdings ist bei Anwendung sehr kurzer Gradientenpulse eine entsprechend hohe Gradientenfeldstärke in der kurzen Zeitspanne, die zur Verfügung steht, zu schalten. Bei der Implementierung bewegungssensitiver Gradientenpulse sind daher weiterhin folgende technische Randbedingungen zu beachten: Zur Erzeugung von Gradientenpulsen werden Gradientensysteme verwendet, die aus stromdurchflossenen Spulen bestehen. Diese Spulen werden von einem Stromverstärker angetrieben. Diese Verstärker können nur eine endliche Leistung aufbringen, so dass der Betrag der Gradientenfeldstärke in der Praxis beschränkt ist. Heute ist die Gradientenfeldstärke bei klinischen Magnetresonanztomographen beispielsweise auf 30 - 40 mT/m beschränkt:
Dieser Wert kann in der Zukunft jedoch höher liegen.
Da die Spulenwindungen des Gradientensystems eine Induktivität darstellen, wird nach der Lenz'schen Regel darüber hinaus eine minimale Zeit benötigt, um auf eine maximale Gradientenfeldstärke zu schalten. Diese minimale Zeit- spanne ist natürlich ebenso wie die maximale Gradientenfeldstärke von den jeweiligen technischen Möglichkeiten abhängig, so dass eine Verringerung der benötigten Zeit vom technischen Fortschritt abhängt. Die Anstiegszeit wird meist in Form einer Anstiegsrate smax (slew rate) angegeben:
Die vorgenannten Bedingungen nach den Gleichungen [6a] und [6b] können beispielsweise einfach dadurch realisiert werden, dass eine Flussdephasier- gradientenpulssequenz mit langen Pulsen verwendet wird. Beispielsweise kann das Gradientenmoment erster Ordnung Mi für einen bipolaren Gradientenpuls gegeben sein durch
Gbipolar, tramp, tplateau, tsep) — y ' Gbφ' olar • ( tramp + tplateau) • + tplatea + tsep) [7]
wobei
^bipolar- die maximale Gradientenfeldstärke, tramp- die AnstiegsJAbfallzeit beim Einschalten/Ausschalten des Gradientenfeldes, tplateau- die Zeitspanne, während der G iPoiar erreicht ist, und tsep- die Zeitspanne zwischen zwei Gradientenpulsen
sind. Zur näheren Erläuterung dieser Parameter wird auf Fig. 1 verwiesen.
Für erfindungsgemäße kontrastmittelunterstützte Untersuchungen sind die Gradientenpulse zur Flussdephasierung möglichst kurz zu halten. Insbesonde- re sollen die zusätzlich für die Flussdephasierung verwendeten Gradientenpulse möglichst kurz sein, da eine durch das Kontrastmittel hervorgerufene Verkürzung der longitudinalen Relaxationszeit T-i unweigerlich auch mit einer Verkürzung der transversalen Relaxationszeit T2 einhergeht. Würden unter diesen Bedingungen lange Gradientenpulse geschaltet, so würden sich die Echozeiten TE für die Signalauslese verlängern, so dass sich in der Folge durch einen beschleunigten T2-Zerfall ein starker Signalverlust sowohl für bewegte als auch für ruhende Signalträger ergeben würde.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung umfasst die Gradienten- pulssequenz Flussdephasiergradientenpulse in den drei (im kartesischen Koordinatensystem orthogonal aufeinander stehenden) Raumrichtungen. Die Gradientenechopulssequenzen in den jeweiligen Raumrichtungen werden da- bei durch Einfügen der Flussdephasiergradientenpulse in bildgebende Gradientenechopulssequenzen gebildet.
Selbstverständlich können auch Flussdephasiergradientenpulse in nur einer oder nur zwei Raumrichtungen in bildgebende Gradientenechopulssequenzen eingefügt werden. Dies kann beispielsweise dann vorteilhaft sein, wenn fließendes Medium in den Raumrichtungen nicht abgeschwächt werden soll, in denen die Flussdephasiergradientenpulse nicht eingefügt werden. So kann insbesondere von Interesse sein, die Aorta zu unterdrücken, indem Fluss- dephasiergradientenpulse in z-Richtung geschaltet werden.
Die Gradientenechopulssequenzen können in beliebiger Weise gewählt werden, sofern nur M0 = 0 und Mi möglichst maximal sind, da die genaue Form dieser Gradientenpulse für die Realisierung der vorliegenden Erfindung irrele- vant ist. Allerdings sollte der Zeitaufwand für das Einfügen der zusätzlichen Flussdephasiergradientenpulse kurz sein, um die Echozeiten der Sequenz zu minimieren. Dies ist notwendig, da die Signale aller ein Kontrastmittel anreichernden Strukturen in einem Körper einen verkürzten T2-Zerfall aufweisen, der bei langen Echozeiten zu einem massiven Signalverlust führen würde.
Grundsätzlich kann die Erfindung in zwei Ausführungsformen implementiert werden. Hierzu werden zwei verschiedene Varianten der Flussdephasierung eingesetzt. Beiden Varianten ist gemeinsam, dass eine Gradientenechopulssequenz geschaltet wird, die die Bedingungen erfüllt, wonach Mo = 0 (Glei- chung [5]) und Mi gemäß Gleichung [4] maximiert ist. Zusätzlich sind die in den Gleichungen [6a] und [6b] formulierten Nebenbedingungen einzuhalten:
1. In einer ersten Implementierung werden bipolare Gradientenpulse in Frequenz- und Phasenkodierrichtung vor der Signalauslese und in Schichtse- lektionsrichtung nach der Hochfrequenzanregung zwischen die eigentlichen
Bildgebungsgradienten zusätzlich eingefügt (siehe hierzu auch Fig. 2a und 2b). Die Parameter Gbipoiar, tramp und tsep können beispielsweise fest vorge- geben werden, so dass sich für eine minimale Plateauzeit tpιateau = 0 ms ein maximaler Wert für vmax ergibt.
Um auch größere Gradientenmomente erster Ordnung M-ι (und damit kleinere ι/max) realisieren zu können, kann die Gradientenechopulssequenz beispielsweise so programmiert werden, dass mit zunehmender Echozeit TE > TEmin symmetrisch Plateauzeiten tP]ateau gemäß
tplateau = {TE — TE min) [8]
2
eingefügt werden. Damit können das Gradientenmoment erster Ordnung Mi gemäß Gleichung [7] und die Geschwindigkeit vmax, oberhalb der eine massive Unterdrückung der Signale zu erwarten ist, indirekt über die Echozeit TE gemäß Gleichung [4] eingestellt werden.
2. In einer optimierten Implementierung werden die gesamten Bildgebungsgradienten einer vorgegebenen Pulssequenz, die zwischen Hochfrequenzanregung und Signalauslese verwendet werden, so neu berechnet, dass die zusätzlichen Gradientenbeiträge zur Maximierung des Gradientenmo- ments erster Ordnung M^ ein über eine Grenzgeschwindigkeit vmax vorgegebenes Gradientenmoment erster Ordnung Mi realisieren und gleichzeitig das Gradientenmoment nullter Ordnung Mo des ursprünglichen Gradientenzuges nicht verändern (siehe hierzu Fig. 1c). Hierbei ist es häufig erforderlich, die Echozeit TE des Gradientenzuges zu verlängern. Allerdings sind die mit dieser Implementation realisierten Echozüge immer kürzer als die unter 1. beschriebenen Züge, da hier Bildgebungs- und Flussdephasiergradientenpulse gleichzeitig und nicht nacheinander ausgespielt werden. Das bei vorgegebenen Randbedingungen gemäß den Gleichungen [6a] und [6b] kürzeste Gradiententiming wird in einem solchen Ansatz durch numerische Optimierung gefunden. Grundsätzlich gilt, dass der Unterschied zwischen den beiden Verfahren bei großen Grenzgeschwindigkeiten vm3X von Kernspins, die mit relativ kurzen und schwachen Gradientenpulsen dephasiert werden können, am größten ist, während die Flussdephasiergradientenpulssequenzen im Vergleich zu den Bildge- bungsgradientenechopulssequenzen bei niedrigen Geschwindigkeiten den wesentlichen Beitrag zum Gradiententiming liefern, so dass die Echozeiten nur geringfügig differieren.
Somit stehen grundsätzlich zwei Verfahren zur Unterdrückung von Signalen in bewegten Medien durch Dephasierung von Kernspins zur Verfügung, bei denen die zu verwendenden Gradientenechopulssequenzen Flussdephasiergra- dientenpulssequenzen in mindestens einer Raumrichtung umfassen, wobei die Gradientenechopulssequenzen in der jeweiligen Raumrichtung durch Einfügen jeweiliger Flussdephasiergradientenpulse in bildgebende Gradientenechopuls- Sequenzen gebildet oder gemäß den vorgenannten Randbedingungen berechnet werden. Durch die eingefügten bzw. neu berechneten Sequenzen werden Kernspins dephasiert, die sich in die Raumrichtungen bewegen, in der die Flussdephasiergradientenpulse wirksam sind.
Grundsätzlich kann die Auslese der Daten zur Bildgebung beliebig gestaltet werden. Eine vorteilhafte Pulssequenz ist die sogenannte FLASH-Sequenz (Fast Low Angle Shot), bei der ein Anregungspuls mit einem flip-Winkel a < 90°, beispielsweise 25°, eingestrahlt wird und Gradientenpulse zur Refokussierung eingesetzt werden. Zusätzliche Gradienten dienen zur Bildgebung und Flussdephasierung. Die zur Datenaquisition erforderliche Zeit wird reduziert, wenn der Anregungspuls mit einem flip-Winkel a < 90° eingestrahlt wird.
Zur Beschleunigung der Aufnahme sind grundsätzlich auch Multipulssequen- zen einsetzbar, beispielsweise EPI (echo planar imaging). Bei diesen Sequen- zen werden nur ein Anregungspuls eingestrahlt und nacheinander eine Vielzahl von Gradientenpulsen zur ortsaufgelösten Bildgebung geschaltet, so dass Re- fokussierungssignale mit jedem reac/otrt-Gradientenpuls erhalten werden. Da- mit können in einer Gradientenechopulssequenz Daten beispielsweise für eine Reihe oder eine gesamte Matrix im k-Raum (erhaltene Messdaten vor der Umwandlung in die ortskodierten Bilddaten durch Fourier-Transformation) aufgenommen werden. EPI ist unter dem Gesichtspunkt vorteilhaft, dass die Daten schnell abgetastet werden. Allerdings besteht in diesem Falle der Nachteil, dass sich bei Aufnahmen vieler Körperregionen, insbesondere im abdominalen Bereich, Artefakte zeigen, die Modifikationen, beispielsweise segmented EPI, erforderlich machen.
In einer Hauptvariante der vorliegenden Erfindung werden die Daten Punkt für Punkt mit separaten Gradientenechopulssequenzen aufgenommen derart, dass für jeden Punkt ein neuer Anregungspuls eingestrahlt wird. Diese Vorgehensweise ist zwar etwas zeitaufwendiger als die Verfahren, bei denen Multi- pulssequenzen eingesetzt werden. Die Methode ist jedoch wesentlich robuster als ein Verfahren mit Multipulsfolgen. EPI weist zudem den Nachteil auf, dass sich Bildverschmierungen und Signalverluste bei den relativ langen Echozeiten einstellen, wenn Kontrastmittel eingesetzt werden, die den T2*-Zerfall beschleunigen.
In einer alternativen erfindungsgemäßen Verfahrensweise kann auch eine Bildgebungssequenz verwendet werden, bei der zunächst eine Transversalmagnetisierung erzeugt wird, indem die in z-Richtung ausgerichteten Spins zunächst zumindest teilweise durch Einstrahlen eines 90°-Pulses oder eines Pulses mit einem flip-Winkel a < 90° in die x-y-Ebene umgeklappt werden, dann die Spins mit einem geeigneten Flussdephasiergradientenpuls für bewegte Spins, bei dem Mo = 0 ist, dephasiert werden und die Spins durch einen zweiten 90°-Puls schließlich wieder in die z-Richtung zurück geklappt werden. Der so in z-Richtung gespeicherten Magnetisierung ist dadurch als zusätzlicher Kontrast die Dephasierung eingeprägt, so dass sie mit jeder beliebigen Bildge- bungssequenz ausgelesen werden kann. Diese Ausführungsform weist gegenüber der FLASH-Sequenz allerdings den Nachteil auf, dass die durch die Kontrastmittel verursachte schnelle T-i-Relaxation den in z-Richtung eingeprägten Kontrast wieder nivelliert.
Weiterhin ist es auch denkbar, dass zusätzlich ein 180°-Puls zur Refokussierung eingestrahlt wird. Sehr nachteilig an dieser Vorgehensweise ist jedoch, dass die Datenaquisition eine deutlich längere Zeit in Anspruch nimmt als bei ausschließlicher Schaltung eines reac/oι/f-Gradienten zur Refokussierung. Außerdem wird dadurch auch sehr viel mehr Energie in den zu untersuchenden Körper eingestrahlt. Dies führt zu einer nachteiligen Belastung des Untersuchungsobjekts.
Zur weiteren Beschleunigung der Aufnahmetechnik kann die Datenaquisition auch dadurch reduziert werden, dass nicht der maximale Datenbestand in einer der Fourier-Transformation zu unterwerfenden Datenmatrix im k-Raum aufgenommen wird. Beispielsweise kann in einer Ausführungsform lediglich eine Hälfte der Datenmenge aufgenommen und die andere Hälfte mit Nullen gefüllt werden. In einer anderen Ausführungsform werden lediglich 80% der Zeilen im k-Raum aufgenommen. Der restliche Teil wird wiederum mit Nullen gefüllt. In allen derartigen Fällen wird eine beschränkte Auflösung der Abbildung in Kauf genommen. Dies ist aber in vielen Fällen für die klinische Diagnostik, zumin- dest für eine erste orientierende Untersuchung, ausreichend.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist insbesondere folgende wesentliche Merkmale auf:
- einen statischen Magnet, insbesondere einen supraleitenden Elektromagnet,
- Gradientenvorrichtungen zur Erzeugung von Gradientenpulsen in drei orthogonal aufeinander stehenden Raumrichtungen, diese Vorrichtungen werden von stromdurchflossenen Spulen gebildet, - eine Sendevorrichtung zur Erzeugung von Hochfrequenzsignalen, es handelt sich hierbei insbesondere um eine RF-Sendespule,
- eine Empfangsvorrichtung für Hochfrequenzsignale, es handelt sich hierbei vorzugsweise um eine RF-Empfangsspule,
- eine Vorrichtung zur Ansteuerung der Gradientenvorrichtungen und der Sendevorrichtung, es handelt sich hierbei um Verstärker, sowie um programmierbare Vorrichtungen, mit denen die Gradientenpulsse- quenzen generiert werden können, ferner handelt es sich hierbei auch um programmierbare Vorrichtungen, mit denen die Sende- und Empfangsspulen angesteuert werden können,
- eine Auswertevorrichtung und
- eine Anzeigevorrichtung.
Die Sendevorrichtung und die Empfangsvorrichtung können in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung durch eine gemeinsame Vorrichtung realisiert sein. In diesem Falle ist zusätzlich ein Umschalter vorgesehen, der zur Ansteuerung dieser Vorrichtungen dient und zwischen dem Sendemodus und dem Empfangsmodus umschaltet.
Zur näheren Erläuterung der Erfindung dienen nachfolgende Figuren, die im Rahmen der einzelnen Beispiele beschrieben werden. Es zeigen im Einzelnen:
Fig. 1 : eine schematische Darstellung einer Gradientenechopulssequenz; Fig. 2a: eine schematische Darstellung einer flusskompensierten Gradientenechopulssequenz zur Aufnahme von zweidimensionalen MR- Daten ohne spezielle Gradientenschaltungen zur Unterdrückung bewegter MR-Signalträger;
Fig. 2b: eine schematische Darstellung einer Gradientenechopulssequenz zur Aufnahme von zweidimensionalen MR-Daten in einer ersten erfindungsgemäßen Ausführungsform mit eingefügten Flussde- phasiergradientenpulsen (dunkel markiert); Fig. 2c: eine schematische Darstellung einer Gradientenechopulssequenz zur Aufnahme von zweidimensionalen MR-Daten in einer zweiten erfindungsgemäßen Ausführungsform mit neu berechneten Fluss- Flussdephasiergradientenpulsen, die gleichzeitig zur Bildgebung und zur Unterdrückung bewegter MR-Signalträger verwendet werden;
Fig. 3: Einzelbilder, aufgenommen mit einer 3D-Gradientenechopulsse- quenz mit Flussdephasierung in einer Raumrichtung, von einer
Kopenhagen-Ratte nach Verabreichung eines lymph-gängigen MR-Kontrastmittels;
Fig. 4: Vergleich von Einzelbildern, aufgenommen mit einer 3D-Gradien- tenechopulssequenz, von einer Kopenhagen-Ratte, ohne und mit Flussdephasiergradientenschaltungen in alle drei Raumrichtungen;
Fig. 5: Hochaufgelöste Gradientenecho-MR-Bilder eines Watanabe-Ka- ninchens 12 h nach Verabreichung eines plaque-gängigen MR- Kontrastmittels ohne und mit Signalunterdrückung bewegter Sig- nalträger in alle drei Raumrichtungen;
Fig. 6: Hochaufgelöste Gradientenecho-MR-Bilder wie in Fig. 5, 28 h nach Verabreichung des plaque-gängigen MR-Kontrastmittels.
In Fig. 1 ist zunächst eine schematische Darstellung einer Gradientenecho- pulssequenz zur Veranschaulichung der Parameter Gbip0iar. ramp, tpιateau und tsep in einer Auftragung von G(t) (Gradientenfeldstärke) über die Zeit t gezeigt. Die Bedeutung der einzelnen Parameter ist weiter oben näher erläutert.
In Fig. 2 sind Gradientenechopulssequenzen zur Bilddarstellung wiedergege- ben.
In Fig. 2a ist zunächst eine Sequenz dargestellt, die keine Flussdephasiergradientenpulse zur Dephasierung bewegter Kernspins aufweist, sondern eine Sequenz mit Flusskompensation, d.h. eine Sequenz bei der M0 und Mi jeweils Null sind. Die Darstellung gibt die Gradientenschaltungen in den drei Raumrichtungen über die Zeit wieder. In der oberen Darstellung („Gs/;ce") ist die Gradientenpulssequenz für die Schichtselektion in z-Richtung gezeigt. Ein Anregungs-RF-Puls wird während des ersten Gradientenpulses eingestrahlt. Durch diesen s//ce-Gradientenpuls wird eine bestimmte Schicht angewählt, da nur dort die entsprechende Reso- nanzbedingung erreicht wird. Die danach folgenden Pulse in z-Richtung mit umgekehrter bzw. gleicher Polarität dienen zur erneuten Refokussierung der durch den ersten Puls verursachten Defokussierung und zur Einstellung der Bedingung, dass sowohl M0 als auch Mi Null werden.
In der unteren Darstellung {„GPhase") sind Pulse zur Phasenkodierung der Kernspins schematisch gezeigt. Bei jeder Wiederholung der gezeigten Pulssequenz wird die Größe und Polarität dieses pΛase-Gradientenpulses inkremental zwischen zwei Extremwerten -Gp ase und +Gp,ase verändert.
In der mittleren Darstellung {„Gread") sind die reacfouf-Gradientenpulse wiedergegeben. Die Pulssequenz ist ebenso wie im Falle der s//ce-Gradientenpulse so berechnet, dass die Bedingungen von Mo = 0 und Mi = 0 erfüllt werden. Durch die reac/otrt-Gradientenpulse werden die Kernspins, abhängig von ihrem jeweiligen Ort, frequenzkodiert. Während des letzten Pulses entsteht das Sig- nal der Kernspins in der x-y-Ebene durch Refokussierung, das aufgenommen wird.
In Fig. 2b ist eine schematische Darstellung der Gradientenechopulssequenz zur Aufnahme von zweidimensionalen MR-Daten in einer ersten erfindungsge- mäßen Ausführungsform wiedergegeben. Diese Sequenz enthält zum einen die Sequenz aus Fig. 2a, die keine Flussdephasiergradientenpulssequenzen, sondern ausschließlich flusskompensierte bildgebende Gradientenechopulssequenzen aufweist. Zusätzlich sind dunkel markiert Gradientenschaltungen dargestellt, die zusätzlich in die bildgebenden Sequenzen eingefügt worden sind und die zur Dephasierung der Kernspins in bewegten Medien dienen, ohne dass die bildgebenden Gradientenechopulssequenzen beeinflusst werden. In diesem Falle wurden die Gradientenmomente erster Ordnung Mi in alle Raum- richtungen {slice, phase und readout) eingefügt, so dass eine Unterdrückung der Signale von Kernspins stattfindet, die sich während der Messung in irgendeine Raumrichtung bewegen.
In Fig. 2c ist eine schematische Darstellung der Gradientenechopulssequenz zur Aufnahme von zweidimensionalen MR-Daten in einer zweiten erfindungsgemäßen Ausführungsform wiedergegeben. In dieser Sequenz sind die ursprünglich in Fig. 2a dargestellten bildgebenden Gradientenechopulssequenzen nicht mehr separat erkennbar. Diese Gradientenechopulssequenzen sind durch Neuberechnung unter Berücksichtigung von Flussdephasiergradienten- pulssequenzen entstanden.
Die nachfolgend beschriebenen Beispiele wurden auf klinischen MR-Tomogra- phen implementiert.
Beispiel 1 :
In einer ersten Variante wurden eingefügte bipolare Gradientenechopulssequenzen auf einem 1 ,5 Tesla Ganzkörpertomographen (Magnetom Vision, Siemens, Erlangen) eingesetzt, der über eine maximale Gradientenfeldstärke Gmax = 25 mT/m und eine maximale Anstiegsrate smaχ = 42 T/(m-s) verfügte.
Als Ausgangssequenz wurde eine 3D-FLASH-Sequenz verwendet, deren Parameter für die Bildgebung von Kleintieren (hohe räumliche Auflösung) opti- miert war.
Um die Wirksamkeit der Unterdrückung des Signals von Blutgefäßen zu demonstrieren, wurde einer Kopenhagen-Ratte mit stimulierten Lymphknoten in einem Tierversuch ein Kontrastmittel verabreicht. Das Kontrastmittel war so gewählt, dass es lange im Blutstrom verblieb und dort die Relaxationszeiten Ti und T2 massiv verkürzte. Es handelte sich hierbei um einen Gadoliniumkomplex mit fluorierter Seitenkette, der folgende chemische Bezeichnung hat: [10- {(RS)-1 -[({[(5S)-6-{4-[(Heptadecafluorooctyl)sulfonyl] piperazin-1 -yl}-5-{[(alpha- D-mannopyranos-1-O-yl)oxy]acetylamino}-6-oxohexan-1-yl]carbamoyl}methyl)- carbamoyl-kappa O]ethyl}-1 ,4,7,10-tetraazacyclododecan-1 ,4,7-triacetato(3-)- kappa N1 ,kappa N4,kappa N7,kappa N10,kappa O1 ,kappa O4,kappa 07]- gadolinium. Es wurden 50 μmol Gd/kg Körpergewicht i.v. injiziert.
In einem ersten Experiment wurden zunächst in eine Raumrichtung selektive bipolare Flussdephasiergradientenpulssequenzen eingefügt. Die erhaltenen Aufnahmen sind in Fig. 3 erkennbar:
Die Bedingungen für die Aufnahme waren wie folgt: Echozeit TE = 14,0 ms, Größe des Betrachtungsfeldes FOV = 60 x 120 mm2; Schichtdicke SL= 0,32 mm; Matrix: 104 x 256; BW = 150 Hz/pixel; flip-Winkel a = 15°; Aufnahmezeit TA = 3 min 42 s.
In der oberen Aufnahme in Fig. 3 sind die inguinalen Lymphknoten der Ratte durch eine kräftige Kontrastmittelanreicherung gut sichtbar (Pfeile). Es ist erkennbar, dass Blutgefäße, die in der Richtung der eingefügten Gradientenpulse verlaufen, Signalarm dargestellt sind. Da das verwendete Kontrastmittel vom Lymphsystem aufgenommen wurde, in dem die Bewegungsgeschwindigkeit der Signalträger im Vergleich zum Blutstrom sehr niedrig ist, wurde eine signalreiche Darstellung der Lymphknoten erreicht.
In der unteren Aufnahme in Fig. 3 ist ferner erkennbar, dass die Aorta (offene Pfeile), die in readouf-Richtung verläuft, wegen der Unterdrückung in der reac/ot -Richtung kein Signal zeigt. Im Gegensatz hierzu wurde die senkrecht dazu verlaufende Nierenvene (geschlossener Pfeil) nicht unterdrückt, da eine entsprechende Flussdephasiergradientenpulssequenz in dieser Richtung nicht geschaltet wurde. Allerdings hätte auch das Signal von der Nierenvene deutlich reduziert werden können, wenn geeignete Flussdephasiergradientenpulsse- quenzen in dieser Richtung zusätzlich geschaltet worden wären. Hierzu hätte es allerdings relativ großer Gradientenmomente erster Ordnung M-i bedurft, da die Geschwindigkeit der Signalträger in den Venen relativ gering ist, so dass es erforderlich gewesen wäre, vmaχ zu reduzieren.
In Fig. 4 sind Aufnahmen, aufgenommen mit einer 3D-Gradientenechopulsse- quenz, ohne und mit Flussdephasiergradientenschaltungen im Vergleich zueinander gezeigt, wiederum aufgenommen an einer Kopenhagen-Ratte. In diesem Falle wurden bipolare Gradientenpulse in alle drei Raumrichtungen eingefügt. Die entsprechenden Aufnahmen sind auf der rechten Seite von Fig. 4 zu sehen. Auf der linken Seite sind Aufnahmen wiedergegeben, die ohne Einfü- gung von Flussdephasiergradientenschaltungen erhalten wurden.
In diesem Versuch wurde die Bewegungsempfindlichkeit vmaχ im Bereich von 2,56 cm/s bis 36,5 cm/s durch Variation der Echozeit TE von TEm,n = 9,4 ms bis 18 ms verändert. Die weiteren Parameter waren: Gbipoiar = 20 mT/m; traπ.p = 0,6 ms; tpιateau = (TE - TEm.n) = 0 bis 8,6 ms; tsep = 3,7 ms; TR = 19,1 ms bis 25,5 ms; Größe des Betrachtungsfeldes FOV = 40 x 80 mm2; Schichtdicke SL = 0,5 mm; Matrix: 128 x 256; BW = 150 Hz/pixel; flip-Winkel a = 25°; Aufnahmezeit TA = 2 min 29 s.
Die Pulssequenz wurde so implementiert, dass mit zunehmender Echozeit TE (von oben nach unten in der Aufnahmefolge) immer kleinere Geschwindigkeiten ausreichten, um das Signal bewegter Spins zu unterdrücken.
Da eine verlängerte Echozeit TE über einen verstärkten T2-Zerfall auch eine Reduktion des MR-Signals hervorruft, wurde das Experiment bei allen Echozeiten auch ohne üblichen Gradient zur Flussdephasierung durchgeführt.
In der Figur ist ein Vergleich der beiden Bildserien zu sehen, der zeigt, wie das MR-Signal in der Aorta mit abnehmendem vmax zunehmend unterdrückt wurde, so dass die neben der Aorta liegenden iliakalen Lymphknoten immer besser von der Aorta abgrenzbar waren. Eine klare Abgrenzung gegen die Aorta gelang erst unterhalb von 10 cm/s. Beispiel 2:
Eine zweite Variante wurde an einem 1 ,5 Tesla-Ganzkörpertomograph (Magne- tom Symphony, Siemens, Erlangen) mit einer maximalen Gradientenfeldstärke Gmax = 30 mT/m und einer maximalen Anstiegsrate smax = 120 T/(m-s) implementiert.
In einem Tierexperiment wurde einem Watanabe-Kaninchen das vorgenannte intravasale Gadolinium-Kontrastmittel [10-{(RS)-1-[({[(5S)-6-{4-[(Heptadeca- fluorooctyl)sulfonyl] piperazin-1 -yl}-5-{[(alpha-D-mannopyranos-1 -O-yl)oxy] - acetylamino}-6-oxohexan-1-yl]carbamoyl}methyl)carbamoyl-kappa O]ethyl}- 1 ,4,7,10-tetraazacyclododecan-1 ,4,7-triacetato(3-)-kappa N1 ,kappa N4,kappa N7,kappa N10,kappa O1 ,kappa O4,kappa O7]-gadolinium in einer Menge von 0,1 mmol/kg Körpergewicht i.v. injiziert, das sich in Plaques anreichert. Bei einer vorgegebenen Geschwindigkeitsempfindlichkeit von vma = 10 cm/s wurden je nach räumlicher Auflösung Echozeiten zwischen 8,0 ms und 9,5 ms realisiert. Bilddaten wurden mit und ohne Flussdephasierung in allen drei Raumrichtungen nach längerer Zeit nach der Verabreichung aufgenommen.
In Fig. 5 sind die Bilddaten gezeigt, die nach 12 h nach der Verabreichung erhalten wurden und in Fig. 6 die Bilddaten, die nach 28 h nach Gabe des Kontrastmittel akquiriert wurden.
Selbst nach 28 h war das Kontrastmittelsignal in den Blutgefäßen noch so stark, dass nur in den flussdephasierten Bilddaten Plaques eindeutig identifiziert werden konnten:
Die in Fig. 5 gezeigten Aufnahmen wurden unter folgenden Bedingungen auf- genommen: TR = 16 ms; TE = 9,4 ms; FOV = 135 x 180 mm2; SL = 2 mm; Matrix: 307 x 512; BW = 245 Hz/pixel; a = 30°; TA = 2 min 37 s. In dieser Figur sind hochaufgelöste Gradientenecho-MR-Bilder ohne (linke Aufnahmen) bzw. mit (rechte Aufnahmen) Signalunterdrückung bewegter Signalträger gezeigt. Während mit Flussdephasierung das Innere der Blutgefäße (Pfeile) dunkel gegen den hell erscheinenden, Kontrastmittel aufnehmenden PIaque abgesetzt werden konnte, war es in der Aufnahme ohne Flussdephasierung nicht möglich, Plaques zu identifizieren.
Für die Aufnahme in Fig. 6 wurden folgende Parameter angewendet: TR = 14 ms; TE = 8,5 ms; FOV = 200 x 200; SL = 2 mm; Matrix: 205 x 256; BW = 245 Hz/pixel; a = 30°; TA = 1 min 32 s.
In dieser Figur sind Aufnahmen des Kaninchens 28 h nach der Verabreichung des plaque-gängigen Gadoliniumkomplexes gezeigt, wobei die linke Aufnahme ohne und die rechte mit Signalunterdrückung bewegter Signalträger in alle drei Raumrichtungen (vmax = 10 cm/s) erhalten wurden. Wie in Fig. 5 ließen sich nur in der flussdephasierten Messung Plaques (Pfeile) von den Blutgefäßen abgrenzen.

Claims

Patentansprüche:
1. Bildgebende Anordnung, umfassend
a) eine Kernspintomographievorrichtung zum Gewinnen von Daten für eine ortsaufgelöste Bilddarstellung des Magnetresonanzverhaltens von Atomkernen in einem ausgewählten Betrachtungsbereich in einem Körper, wobei die Vorrichtung so ausgebildet und programmiert ist, dass der Körper durch die Vorrichtung Hochfre- quenz- und Magnetfeldgradientenechopulssequenzen aussetzbar ist, die eine Magnetisierung in dem Körper erzeugen, so dass die Magnetisierung von einem in mindestens einer Raumrichtung fließenden Medium in dem Körper durch Dephasierung der Spins von Atomkernen in dem Medium abschwächbar ist, und b) ein von dem Körper aufgenommenes MR-Kontrastmittel.
2. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierung des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Dephasierung der Spins dadurch abschwächbar ist, dass Gradientenmomente i-ter Ordnung Mj(t) in dieser
Raumrichtung gemäß folgender Beziehung maximierbar sind:
wobei i eine ganze Zahl größer als Null, y das gyromagnetische Verhältnis der Atomkerne,
G(t') eine zeitabhängige Gradientenfeldstärke in dieser Raumrichtung und t die seit dem Einstrahlen eines Hochfrequenzpulses zur Anregung der Atomkerne verstrichene Zeitspanne sind.
3. Anordnung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierung des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Dephasierung der Spins dadurch
5 abschwächbar ist, dass Gradientenmomente erster Ordnung M ι(t) in dieser Raumrichtung gemäß folgender Beziehung:
maximierbar sind. 0
4. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenechopulssequenzen in den jeweiligen Raumrichtungen durch Einfügen von Flussdephasiergradientenpulsen in flusskompensierte bildgebende Gradientenechopulssequenzen erzeug- 5 bar sind.
5. Anordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass Mi folgender Beziehung genügt:
U M l(tj Crbipolar, tramp, tplateau, tsep) = y • Gbipolar ' (tramp "f" tplateau) ' ∑tramp 4" tplateau "f" tsep) \_l J
6. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung
5 - einen statischen Magnet,
- Gradientenvorrichtungen zur Erzeugung von Gradientenpulsen in drei orthogonal aufeinander stehenden Raumrichtungen,
- eine Sendevorrichtung zur Erzeugung von Hochfrequenzsignalen,
- eine Empfangsvorrichtung für Hochfrequenzsignale, 0 - eine Vorrichtung zur Ansteuerung der Gradientenvorrichtungen und der Sendevorrichtung, - eine Auswertevorrichtung und
- eine Anzeigevorrichtung.
7. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Kontrastmittel einem menschlichen oder tierischen Körper intravenös verabreichbar ist.
8. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Kontrastmittel lymph- und/oder plaque-gängig ist.
9. Verfahren zur ortsaufgelösten Bilddarstellung des Magnetresonanzverhaltens von Atomkernen in einem ausgewählten Betrachtungsbereich in einem Körper, bei dem Daten von dem Betrachtungsbereich mittels einer Kernspintomographievorrichtung dadurch gewonnen werden, dass der Körper Hochfrequenz- und Magnetfeldgradientenechopulssequen- zen ausgesetzt wird, die eine Magnetisierung in dem Körper erzeugen, so dass die Magnetisierung von in mindestens einer Raumrichtung fließendem Medium in dem Körper durch Dephasierung der Spins von Atomkernen in dem Medium abgeschwächt wird und dass dem Körper ein MR-Kontrastmittel zugeführt wird.
10.Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierung des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Dephasierung der Spins dadurch abge- schwächt wird, dass Gradientenmomente i-ter Ordnung Mi(t) in dieser
Raumrichtung gemäß folgender Beziehung maximiert werden:
wobei i eine ganze Zahl größer als Null,
Y das gyromagnetische Verhältnis der Atomkerne, G(t') eine zeitabhängige Gradientenfeldstärke in dieser Raumrichtung und t die seit dem Einstrahlen eines Hochfrequenzpulses zur Anregung der Atomkerne verstrichene Zeitspanne sind.
11.Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierung des in der mindestens einen Raumrichtung fließenden Mediums in dem Körper durch Dephasierung der Spins dadurch abge- schwächt wird, dass Gradientenmomente erster Ordnung M-ι(t) in dieser
Raumrichtung gemäß folgender Beziehung maximiert werden:
Mι{t) = y - G{t') - t'df .
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 - 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenechopulssequenzen in den jeweiligen Raumrichtungen durch Einfügen von Flussdephasiergradientenpulsen in flusskom- pensierte bildgebende Gradientenechopulssequenzen erzeugt werden.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass Mi folgender Beziehung genügt:
M \(t,' Gbipolar, tramp, tplateau, tsep) tsep) [/]
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 - 13, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Kontrastmittel einem menschlichen oder tierischen Körper intravenös verabreicht wird.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 - 14, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Kontrastmittel lymph- und/oder plaque-gängig ist.
EP03782298A 2002-12-13 2003-12-03 Kontrastmittelverstärkte magnetresonanzbildgebung mit flussdephasierung zur darstellung pathologischer strukturen angrenzend an blutgefässe Withdrawn EP1570283A1 (de)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE2002160372 DE10260372B4 (de) 2002-12-13 2002-12-13 Kernspintomographievorrichtung und Verfahren zur ortsaufgelösten Bilddarstellung
DE10260372 2002-12-13
PCT/EP2003/013666 WO2004055539A1 (de) 2002-12-13 2003-12-03 Kontrastmittelstärkte magnetresonanzbildgebung mit flussdephasierung zur darstellung pathologischer strukturen angrenzend an blutgefässe

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP1570283A1 true EP1570283A1 (de) 2005-09-07

Family

ID=32477899

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP03782298A Withdrawn EP1570283A1 (de) 2002-12-13 2003-12-03 Kontrastmittelverstärkte magnetresonanzbildgebung mit flussdephasierung zur darstellung pathologischer strukturen angrenzend an blutgefässe

Country Status (5)

Country Link
EP (1) EP1570283A1 (de)
JP (1) JP2006509567A (de)
AU (1) AU2003289954A1 (de)
DE (1) DE10260372B4 (de)
WO (1) WO2004055539A1 (de)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102005008753B4 (de) * 2005-02-25 2007-09-27 Siemens Ag Verfahren zur Darstellung von Fluss in einem Magnetresonanzbild
DE102005053269B3 (de) * 2005-11-08 2007-04-12 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung eines diffusionsgewichteten Bildes
EP1957996A1 (de) 2005-11-29 2008-08-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Unterscheidung von gebundenen und ungebundenen kontrastmitteln unter verwendung von magnetresonanz
JP5619339B2 (ja) * 2006-09-13 2014-11-05 株式会社東芝 磁気共鳴画像診断装置
US9201129B2 (en) 2006-09-13 2015-12-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5922304A (en) 1989-12-22 1999-07-13 Imarx Pharmaceutical Corp. Gaseous precursor filled microspheres as magnetic resonance imaging contrast agents
US6408201B1 (en) * 2000-06-09 2002-06-18 General Electric Company Method and apparatus for efficient stenosis identification in peripheral arterial vasculature using MR imaging
DE10040381C1 (de) 2000-08-11 2002-06-06 Schering Ag Perfluoralkylhaltige Komplexe mit Zuckerresten, Verfahren zu deren Herstellung und ihre Verwendung

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO2004055539A1 *

Also Published As

Publication number Publication date
DE10260372B4 (de) 2007-01-04
DE10260372A1 (de) 2004-07-08
AU2003289954A1 (en) 2004-07-09
JP2006509567A (ja) 2006-03-23
WO2004055539A1 (de) 2004-07-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP0191431B1 (de) Verfahren und Einrichtung zur schnellen Akquisition von Spinresonanzdaten für eine ortsaufgelöste Untersuchung eines Objekts
DE69224354T2 (de) Magnetisches Resonanzverfahren
DE68913859T2 (de) Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz.
DE69225551T2 (de) Fluss-Angiographie mittels magnetischer Resonanz durch räumlich veränderliche Flip-Winkel
DE19903626A1 (de) Arterien-Magnetresonanzabbildung mit chemischem Verschiebungsabgleich
DE69010329T2 (de) Verfahren zur bilderzeugung mittels magnetischer resonanz.
DE102006061177B4 (de) 3D-MR-Bildgebung mit Fettunterdrückung
DE4432575C2 (de) Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung
EP0425611B1 (de) Verfahren zur aufnahme von spinresonanzspektren und zur spinresonanz-bildgebung
US20040189297A1 (en) Imaging arrangement and process for locally-resolved imaging
DE10260372B4 (de) Kernspintomographievorrichtung und Verfahren zur ortsaufgelösten Bilddarstellung
DE3914351C2 (de)
WO1990013825A1 (de) Verfahren zur aufnahme von spinresonanzspektren
DE69413128T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz
DE19962847C2 (de) Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren mit Echo-Planar-Bildgebung
DE19962848C2 (de) Echo-Planar-Bildgebungsverfahren
DE19718129A1 (de) Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät
DE19962846B4 (de) Bildgebungsverfahren mit keyhole-Technik
Morris Sir Peter Mansfield. 9 October 1933—8 February 2017
DE102008020574B4 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Steuerung eines Magnetresonanztomographiegeräts
DE10333746B4 (de) MRI-Verfahren mit keyhole-Technik
DE102005027483B3 (de) Verfahren und Steuereinrichtung zur Gewinnung von Magnetresonanzdaten für Bildgebung sowie Computerprogrammprodukt
DE10028171A1 (de) Pulsfolge, Kernspinresonanztomograph und Bildgebungsverfahren
DE19962850B4 (de) Spektroskopisches Bildgebungsverfahren
Vinitski et al. Contrast in variable flip angle fast MR imaging

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20050401

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IT LI LU MC NL PT RO SE SI SK TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: AL LT LV MK

DAX Request for extension of the european patent (deleted)
RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: MISSELWITZ, BERND

Inventor name: FINK, CHRISTIAN

Inventor name: BOCK, MICHAEL

RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: MISSELWITZ, BERND

Inventor name: FINK, CHRISTIAN

Inventor name: BOCK, MICHAEL

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: BAYER SCHERING PHARMA AG

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: BAYER SCHERING PHARMA AKTIENGESELLSCHAFT

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION IS DEEMED TO BE WITHDRAWN

18D Application deemed to be withdrawn

Effective date: 20080701